Experimentelle Implantation von Kniegelenks

Aus dem Medizinischen Zentrum für Operative Medizin

Klinik für Orthopädie und Rheumatologie

Direktorin: Univ. - Prof. Dr. med. Susanne Fuchs-Winkelmann

des Fachbereichs Medizin der Philipps-Universität Marburg

Experimentelle Implantation von Kniegelenks-

Totalendoprothesen unter Verwendung des CT-freien

VectorVision-Navigationssystems

Inaugural – Dissertation zur Erlangung des Doktorgrades der gesamten Humanmedizin

dem Fachbereich Medizin der Philipps - Universität Marburg

vorgelegt von

Tobias Tiemann

aus Herford

Marburg 2008

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Angenommen vom Fachbereich Medizin der Philipps - Universität Marburg

am 29.05.2008

Gedruckt mit Genehmigung des Fachbereichs

Dekan: Univ. Prof. Dr. med. Matthias Rothmund

Referent: Priv. – Doz. Dr. med. Carsten O. Tibesku

Korreferent: Prof. Dr. med. Heino Kienapfel

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Aus dem Medizinischen Zentrum für Operative Medizin der Philipps-Universität Marburg

Klinik für Orthopädie und Rheumatologie Direktorin: Univ. - Prof. Dr. med. Susanne Fuchs-Winkelmann

Referent: Priv. – Doz. Dr. med. Carsten O. Tibesku Korreferent: Prof. Dr. med. Heino Kienapfel

Zusammenfassung

„Experimentelle Implantation von Kniegelenks-Totalendoprothesen unter Verwendung des CT-freien VectorVision-Navigationssystems“

Tiemann, Tobias

Die vorliegende Studie wurde durchgeführt, um die aktuellen Vor- und Nachteile sowie

Probleme der Navigation zum heutigen Zeitpunkt darzustellen.

Es wurden insgesamt acht kreuzbanderhaltende Genesis-II-Kniegelenks-

Totalendoprothesen der Firma Smith & Nephew bei 4 Körperspendern in Thielfixierung

implantiert. Intraoperativ wurde die Aufklappbarkeit der Kniegelenke vor und nach der

Implantation in Millimetern bei 0°, 30° und 90° Flexion mit dem CT-freien

Navigationssystem gemessen. In der Auswertung wurden die Differenzen der

Mittelwerte der Aufklappbarkeit bestimmt. Postoperativ wurden anhand von CT-

Aufnahmen der „anatomisch mediale distale Femurwinkel (a MDFW)“, der

„mechanisch mediale distale Femurwinkel (m MDFW)“, der „mechanisch mediale

proximale Tibiawinkel (m MPTW)“, der „mechanisch posteriore distale Femurwinkel

(m PPTW)“, der „mechanisch posteriore proximale Tibiawinkel (m PPTW)“ sowie die

Rotation der Femur- und der Tibiakomponente gemessen und anhand aktueller Studien

eingeordnet.

Im Vergleich der präoperativen zu den postoperativen medialen sowie lateralen

Aufklappbarkeiten konnte eine signifikante Verringerung für die mediale

Aufklappbarkeit (p= 0,018) und die laterale Aufklappbarkeit (p=0,028) bei 0 Grad

Flexion eruiert werden. Weiterhin bestand ein signifikanter Unterschied für die laterale

Aufklappbarkeit (p=0,018) bei 90° Flexion.

Bei der Auswertung der CT-Aufnahmen und deren Einordnung anhand anderer Studien

zeigte sich, dass insgesamt bei Betrachtung der ermittelten Winkel sehr gute bis gute

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Ergebnisse erzielt werden konnten. Ein großer Vorteil der Navigation gegenüber

konventionellen Verfahren, ist die Möglichkeit einer besseren Achsausrichtung der

Komponenten und einer exakten Weichteilbalancierung. Die vorliegende Studie zeigt

außerdem, dass durch die Anwendung eines Navigationssystems eine signifikante

Verbesserung der Stabilität des Kniegelenkes erreicht werden kann. Neben diesen

Vorteilen sind unter anderem die hohen Anschaffungskosten eines Navigationssystems,

perioperative Frakturen und Abweichungen der anatomischen und digitalisierten Daten

voneinander nicht zu verachtende Nachteile dieses Operationsverfahrens. Entscheidend

für die letztendliche Beurteilung und Einordnung der Navigationstechnik werden

Studien sein, die postoperative Langzeitergebnisse nach zehn und noch mehr Jahren

liefern und die postoperative subjektive Patientenzufriedenheit mit einbeziehen.

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Inhaltsverzeichnis

Seite:

1. Einleitung

1.1. Allgemeines

1.2. Geschichtliches zur Kniegelenksendoprothetik

1.3. Entwicklung der „Roboterchirurgie“ und der

navigationsgestützten bzw. computergestützten orthopädischen

Chirurgie

1.4. Postoperative Komplikationen nach Implantation einer

Knieendoprothese sowie die Bedeutung der Achsen und

der Weichteilbalancierung der unteren Extremität für die

Implantation

1.5. Fragestellung der vorliegenden Arbeit

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2. Material und Methoden

2.1. Material

2.1.1. Probandenkollektiv der Körperspender

2.1.2. Operateure

2.1.3. Die verwendete Kniegelenks-Totalendoprothese

2.2. Methode

2.2.1. Das CT-freie VectorVision-Navigationssystem

2.2.2. Vorgehen bei der Implantation einer Knieendoprothese mit

dem CT-freien VectorVision-Navigationssystem

2.2.3. Radiologische Auswertung

2.2.3.1. Allgemeines

2.2.3.2. Auswertung der CT-Aufnahmen

2.2.4. Statistische Auswertung und Testverfahren

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3. Ergebnisse

3.1. Dauer der Implantationen

3.2.Winkel

3.2.1. a MDFW

3.2.2. m MDFW

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3.2.3. m MPTW

3.2.4. m PDFW

3.2.5. m PPTW

3.2.6. Rotation der Femurkomponente

3.2.7. Rotation der Tibiakomponente

3.2.8. mechanische Beinachse

3.3. Stabilitätsmessung/Stressausübung

3.3.1. Stabilitätsmessung der einzelnen Körperspender

3.3.1.1. Körperspender Nr. 1




3.3.2. Stabilitätsmessung zusammengefasst

3.3.2.1. 0° Flexion

3.3.2.2. 30° Flexion

3.3.2.3. 90° Flexion

3.3.2.4. Statistischer Vergleich für die mediale und laterale

Aufklappbarkeit

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4. Diskussion

4.1. Diskussion

4.2. Schlussfolgerung

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5. Literaturverzeichnis 104

6. akademische Lehrer 116

7. Danksagung 117

8. Anhang 118

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1. Einleitung

1.1. Allgemeines

Seit Jahrzehnten stützt sich die Hüftendoprothetik mit hervorragendem Erfolg auf das

Prinzip eines Kugelgelenks. Die Knieendoprothetik muss sich im Gegensatz dazu unter

anderem mit einem wesentlich komplexeren Bewegungsablauf zwischen Femur und

Tibia auseinandersetzen und wird dabei immer wieder mit der Tatsache konfrontiert,

dass sich diese Bewegung nicht ohne weiteres mit einfachen mechanischen Mitteln

beschreiben und reproduzieren lässt. Das Kniegelenk besitzt mit den Femurkondylen

und dem Tibiaplateau zwei Artikulationsflächen, deren Formen unter geometrischen

Gesichtspunkten nicht miteinander kongruent sind. Dennoch weist das Gelenk eine freie

Beweglichkeit in einem Umfang von ca. 150° auf und gewährleistet in den

unterschiedlichsten Winkelstellungen eine volle Funktionstüchtigkeit bei hoher

Stabilität und Belastbarkeit. Ein komplex aufgebauter und mit der

Oberflächengeometrie abgestimmter Kapselbandapparat fängt die erheblichen Druck-

und Schubkräfte, die bei den verschiedenen körperlichen Betätigungen auftreten, auf

bzw. lenkt sie um [74, 81].

Die Implantation einer Kniegelenksendoprothese gehört heute zu den

Standardoperationen in der Orthopädie. Im Zeitraum von 1987 bis 1997 hat sich die

Anzahl der implantierten Prothesen in der Bundesrepublik Deutschland von ca. 14.000

auf ca. 70.000 verfünffacht [42]. Es ist zu erwarten, dass sich der bisherige Trend der

starken Steigerung der Implantationszahlen in den nächsten Jahren fortsetzen wird. So

erfasste die Bundesgeschäftsstelle für Qualitätssicherung für das Jahr 2003 bereits eine

Zahl von etwa 90000 Kniegelenkprothesenimplantationen [65]. Jährlich werden in den

USA mittlerweile etwa gleichviel Hüft- wie Kniegelenksendoprothesen implantiert [52].

Wie das schwedische Knieendoprothesenregister zeigt, ist der therapeutische Effekt der

bikondylären Knieendoprothese so groß, dass sich Designunterschiede mit den

bisherigen Untersuchungsmethoden nicht messen lassen. Folglich gibt es diesbezüglich

keinen „Goldstandard“ in der Knieendoprothetik [22]. Der therapeutische Effekt hängt

im Wesentlichen von der Patientenauswahl, der Operationstechnik und der

postoperativen Nachbehandlung ab. Mit der Hilfe von Fragebögen wurde die subjektive

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Zufriedenheit nach erfolgter Knieprothesenimplantation ermittelt. Etwa 80% von

27.000 befragten Patienten waren mit dem Ergebnis der Knieendoprothetik zufrieden

oder sehr zufrieden, 11% waren unentschlossen und 8% unzufrieden. Das Ausmaß der

Zufriedenheit stand dabei in einem engen Zusammenhang mit der Schmerzlinderung

und dem Funktionsgewinn [22]. Langfristig gesehen können bei etwa 50% der Patienten

Schmerzfreiheit und bei weiteren 35–40% leichte und gelegentliche Schmerzen erwartet

werden [11, 95]. Im 10-Jahres-Verlauf werden bei bikondylären Knieendoprothesen

Überlebensraten von 90–96% angegeben [70, 111]. Insgesamt beträgt die Revisionsrate

7,7%.

Wie in vielen Studien festgestellt wurde, sind die Gründe für postoperative

Komplikationen sehr vielfältig. In den letzten Jahren hat sich zunehmend die besondere

Bedeutung der Wiederherstellung physiologischer Winkelverhältnisse durch die exakte

Knieendoprothesenimplantation herausgestellt. Ein großer Teil der postoperativen

Komplikationen resultiert aus einer Varus- bzw. Valgusabweichung von den

anatomischen bzw. mechanischen Achsen des Beins [12]. Um die postoperativen

Komplikationen zu minimieren, wird seit einiger Zeit versucht, diese u.a. durch die

stetige Weiterentwicklung der Roboterchirurgie und der navigationsgestützten bzw.

computergestützten orthopädischen Chirurgie einzuschränken. Im folgenden werden

zunächst die geschichtliche Entwicklung der Kniegelenksendoprothetik, die

Entwicklung der Roboterchirurgie und der navigationsgestützten orthopädischen

Chirurgie, die postoperativen Komplikationen nach Implantation einer

Knieendoprothese sowie die Bedeutung der Achsen und der Weichteilbalancierung der

unteren Extremität für die Implantation besprochen. Anschließend wird auf die

Fragestellung dieser Arbeit eingegangen.

1.2. Geschichtliches zur Kniegelenksendoprothetik

Die Knieendoprothetik blickt auf eine lange, dokumentierte Geschichte zurück. Als

erster beschreibt Verneuil 1860 [126] seinen Versuch, die Gelenkoberflächen durch das

Einbringen von Weichteilen in den Gelenkspalt wiederherzustellen. Im Jahr 1863 [127]

beschreibt er die Möglichkeit, eine Gelenkkapsel als Interponat in den Gelenkspalt

zwischen die Knochenenden des Kniegelenks einzubringen. Eine ähnliche Methode wie

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Verneuil wendete Ollier 1886 [84] an, indem er Muskulatur als Interponat einsetzte.

Nachdem er zunächst Erfahrungen am Temporo-Mandibular-Gelenk gesammelt hatte,

dokumentierte Gluck [29] 1890 in Berlin die erste Implantation einer totalen

Knieendoprothese. Es handelte sich um eine Scharnierprothese aus Elfenbein, die Gluck

einem 17 Jahre alten Patienten implantierte. Nach dem Erfolg dieses Eingriffs

implantierte Gluck auf die gleiche Art und Weise weitere Pothesen und konnte bei den

Patienten sowohl eine schmerzlose aktive Flexion sowie Extension aufweisen. Vierzehn

Jahre später dokumentierte Helferich [36] 1894 die erfolgreiche Aufhebung einer

Ankylose durch die Verwendung von Muskelgewebe als Interponat. J.B. Murphy [82]

berichtete 1905 über eine Behandlung versteifter Kniegelenke mit einer Fett-Faszien-

Kombination, um ein Gelenk aufzubauen. In den kommenden Jahren wurden

verschiedenste Materialien erprobt. Baer [3] verwendete z.B. eine Schweinsblase. Im

Jahr 1928 kommentierte Albee [1] diese verschiedenen Ansätze. Er berichtete, dass

viele Patienten über ungenügende Bewegungsumfänge und unzureichende laterale

Stabilität klagten. Zu Beginn des zwanzigsten Jahrhunderts (1925), führte Erich Lexter

[63] eine totale Kniegelenkstransplantation durch. Er sah in dieser Methode eine

effektive Behandlung von Ankylosen und anderen Kniegelenksdefekten. Bei

histologischen Untersuchungen zeigte sich, dass bis auf einige nekrotische Areale der

spongiöse Teil der Epiphyse gut adaptiert und durchblutet war. Lexter dokumentierte

viele Fälle mit guter postoperativer Beweglichkeit und Schmerzfreiheit. Er berichtete

allerdings ebenfalls von vielen Komplikation und Misserfolgen. Parrish [94]

entwickelte 1966 die Techniken Lexters weiter und konnte durch effektivere Antibiotika

und bessere operative Bedingungen zu guten Ergebnissen kommen. Auch heute

beschreiben Meyers et al. [76] und Zukor et al. [136] die totale

Kniegelenkstransplantation zur Behandlung der Osteoarthritis.

Im Jahr 1940 entwickelte Campbell [13] eine an die natürliche Form des distalen

Femurs angepasste Vitallium-Prothese. Zehn Jahre später rekonstruierten Kuhns und

Potter [55] 1950 ein Kniegelenk mit Nylonmembranen. Diese Methode zeigte anfangs

gute Ergebnisse, bewährte sich langfristig wegen der wiederkehrenden Deformität aber

nicht. Die 1940 von Campbell entwickelte Vitallium-Prothese wurde u.a. von Lacheretz

[58] 1953 weiterentwickelt. Er entwickelte eine Acryl-Prothese. 1954 nahmen sich

10

Kraft und Levinthal [54] Campells Prothese ebenfalls als Vorbild. Die Vitallium-

Prothese wurde außerdem 1967 von Jones et al. [43] überarbeitet. Sie entwickelten eine

Prothese mit auseinanderweichenden Kondylenenden und einem intramedullären

Befestigungsbolzen. Als Problem stellte sich heraus, dass der Kontakt des Implantats

mit dem Knochen bzw. dem Knorpel der Tibia zu Destruktionen und teilweise zu

komplettem Verlust der Prothese führten. Ein anderes Problem war die exakte

Ausrichtung und Fixierung der Prothese im Knochen. Diese Probleme führten unter

anderem zur Entwicklung einer Tibiakopfprothese um die Artikulationsflächen der

proximalen Tibia zu ersetzen. Zum ersten Mal wurde eine Tibiakopfprothese 1954 von

DePalma [20], 1955 von McKeever [73], 1958 von MacIntosh [68] und 1964 von

Townley [125] entwickelt und beschrieben. Sie entwickelten uni- und bikondyläre

Vitallium-Implantate. Zur Fixierung entwickelte McKeever eine Art Flansch, Townley

verwendete Schrauben und MacIntosh benutzte oberflächliche Unebenheiten zur

Befestigung der Prothese am modelliertem Tibiakopf. Lowe et al. [64] und Potter et al.

[101] verzeichneten in 60% bis 80% der Fälle bei den Plateauprothesen gute bis sehr

gute Ergebnisse. Hastings und Hewitson [33] sowie Potter et al. [101] beschrieben, dass

die ursprünglich von MacIntosh und McKeever konzipierten unikondylären Prothesen

zunehmend als Paar zum Ersatz beider Tibiaplateaus angewendet wurden. So konnten

beide Kreuzbänder erhalten werden, wodurch sich eine gute Stabilität des Knies

erreichen ließ. Bei dieser Methode zeigten sich hauptsächlich dadurch Probleme, dass

der aufliegende distale Femur Reaktionen von leichten Veränderungen bis zur

kompletten Destruktion zeigte. Außerdem stellte die immer noch nicht zufrieden

stellende Befestigung der Prothese ein noch zu lösendes Problem dar.

In den späten 40er Jahren wurde zunehmend das gesamte Kniegelenk durch eine

Totalendoprothese ersetzt. Nachdem 1950 Majnoni dÍntignano [69] und 1954 Moeys

[78] ohne großen Erfolg versuchten eine Totalendoprothese zu entwickeln, erzielte

Walldius [128] 1957 und 1960 mit einer einfachen Scharniergelenksprothese erste

Erfolge. Mit ihr war eine Hyperextension von 5° bis zu einer Flexion von 90° möglich.

1954 und 1961 entwickelte Shiers [113, 114] und 1963 Young [135], die Prothese von

Wallidus weiter. Ihre Prothesen hatten hauptsächlich in der Flexion einen größeren

Bewegungsumfang. Mazas [72] berichtet 1973 über die sogenannte Guepar Prothese.

11

Sie hatte als erste ein gering ausgeprägtes Femurschild für die Patella und wurde

mithilfe von Zement im Knochen verankert. Um eine stärkere tibiale Rollbewegung zu

simulieren, befand sich die Gelenkachse in superior posteriorer Position. Ein ebenfalls

in der Prothese enthaltender Silikonpuffer sollte die maximale Streckbewegung

abfedern. Die Probleme der Lockerung und Senkung blieben weiterhin bestehen.

Inzwischen hatte sich im Bereich der Hüftalloplastik bereits herausgestellt, dass es

notwendig ist, beide Gelenkflächen zu ersetzen und die Implantate mit Knochenzement

zu verankern. Die Metall-Kunststoff-Kombinationen erwiesen sich hinsichtlich des

Abriebs und der Energieabpufferung als vorteilhaft. 1971 übertrug Gunston [32] als

erster diese Erkenntnisse auf die Knieprothetik und erzielte so wesentlich bessere

Ergebnisse als mit den Vitallium-Arthroplastiken zuvor. Die von Gunston konstruierte

unverbundene Totalendoprothese bestand aus zwei Kondylen und zwei Tibiaeinheiten,

deren Komponenten einzementiert wurden. Für die Tibiaplateauträger verwendete er

einen hochverdichteten Kunststoff, die er mit metallischen Kondylenimplantaten

kombinierte. Das Femoropatellargelenk fand bei Gunstons Prothese keine Beachtung.

Die Ergebnisse dieser Prothese waren auf lange Sicht zum damaligen Zeitpunkt

unübertroffen. Die nun folgenden Prothesenmodelle lehnten sich an Gunstons Idee an,

indem entweder eine oder beide Kondylen ersetzt wurden. Die Kreuzbänder wurden

erhalten und es wurde versucht, eine breite Tibiaverankerung zu schaffen. Fortschritte

gab es ebenfalls in der Verbesserung des Instrumentariums zum Einbau der

Komponente in den Knochen. 1973 entwickelten Ranawat [102] und Shine eine

Prothese, die aus zwei tibialen Anteilen und einem über beide Kondylen reichenden

femoralen Stück bestand. So versuchte man die Zahl der eingebauten Komponenten zu

minimieren, da sich mit vielen Komponenten die Wahrscheinlichkeit erhöhte, dass sich

ein Bestandteil der Prothese lockert. 1972 stellten Coventry et al. [18] und 1976

Skolnick et al. [117] eine von ihnen entwickelte Prothese vor. Diese zeigte eine

Verbindung zwischen beiden metallenen Femurkondylenersatzstücken und einer

Polyethylen-Brücke zwischen den tibialen Einheiten. Zunächst wurden bei der

Implantation dieser Prothese beide Kreuzbänder erhalten. Später wurde das vordere

Kreuzband routinemäßig mit reseziert. Eine von Waugh et al. [130] 1973 entwickelte

Modifikation dieser Prothese, die sogenannte „UCI Prothese“, erlaubte durch einen u-

12

förmigen Verlauf des Tibiaplateaus, eine Rotation in Längsrichtung des Beines. Mit

dem ICLH Gelenk von Freeman und Swanson (1973 und 1978) [28, 102] wurde zum

ersten Mal Rücksicht auf das Femoropatellargelenk genommen, indem eine Gleitfläche

für die Patella geschaffen wurde. Durch ihre Breite und die v-förmige Oberfläche des

Tibiaplateaus erlangte diese Prothese Stabilität.

1974 stellte Murray [83] die „Variabel Axis prothesis“ vor. Sie unterschied sich von den

bis zu diesem Zeitpunkt verwendeten Prothesen. Die meisten bestanden aus einem

metallenem Femuranteil und einem tibialen Gegenstück aus Polyethylen. Murrays

„Variabel Axis prothesis“ bestand am tibialen Anteil aus einem metallenen Träger, der

im Knochen mit einem Bolzen befestigt wurde, und auswechselbaren polyethylenen

Oberflächen, die auf diesen Träger in unterschiedlicher Dicke aufgesteckt werden

konnten. So mussten bei dieser Prothese im Falle eines Wechsels der

Tibiagelenkoberfläche keine Veränderungen an dem fest eingebauten Metallpart

vorgenommen werden. Während der Operation konnte die Stabilität des Gelenks

geprüft und gegebenenfalls durch die Einlage einer dickeren Polyethylenscheibe

behoben werden. Ein zentraler, flacher Ball und eine entsprechende Höhle vermittelten

Rotationsstabilität. Die Prothese ließ nur eine Flexion von 95° zu. Im Jahre 1978

konstruierten Goodfellow und OĆonnor [30] ein Gelenk, in dem sich eine

Kunststoffscheibe zwischen dem metallenen Femur und Tibiaanteil bewegte. Bei

Flexion glitt die zwischengelegte Scheibe nach posterior und veränderte so, ähnlich dem

physiologischen Bewegungsablauf, während der Beugung den Stand der Gelenkachse.

Dieses Konzept wird auch in den heutigen Entwicklungen bedacht, indem zum Teil die

beweglichen Meniski simuliert werden.

Insall [38] und seinen Kollegen gelang Mitte der 70er Jahre (1976, 1979) der

Durchbruch durch die Entwicklung der sogenannten „Total Condylar“ Prothese. Viele

Hersteller bieten heute den von Insall entwickelten, aus Polyethylen bestehenden

Patellaersatz in dem selben Konzept mit nur leichten Modifikationen an. Die Prothese

besteht aus einem metallischen, der Anatomie sehr ähnlichem Element zum Ersatz des

distalen Femurstücks. Das Femurelement artikuliert mit kleinen Kavitäten in der

proximalen Tibiaersatzfläche aus Kunststoff, die wiederum an einem metallenen Träger

13

und zum Teil mit zusätzlichen Bolzen in der Tibia befestigt werden. 1979 zeigten

Pickett und Stoll [99] wie bereits 1978 Scott et al. [112], dass der prothetische Ersatz

der Patella bessere Resultate erbringt als die Patellektomie.

Die wichtigste Neuerung der späten siebziger Jahre war die Einführung von Implantaten

mit mobilen Gleitlagern (mobile-bearings) [10, 31], um den Flächenkontakt in der

Gangphase zu maximieren und die Scherkräfte zu minimieren. Durch die Verwendung

von Metallkomponenten konnte dieses abriebresistente Design entweder mit

Methylmethacrylat implantiert oder mit einer biologischen Fixierung (Porocoat)

kombiniert werden, um die Abriebeigenschaften weiter zu verbessern und die

Implantatlockerung zu minimieren. In den achtziger Jahren kamen eine Reihe von

Fixed-Bearing-Knieprothesen (PCA, Ortholoc I, Miller-Galante I) [27] auf den Markt,

deren Polyethylenoberflächen sowohl tibiofemoral als auch patellofemoral durch

Inkongruenz überlastet wurden. Dabei kam es gleichzeitig durch schlechte

Verankerungsmechanismen zum Abrieb auf der Rückseite der

Polyethylenkomponenten. Das Anatomic-Graduated-Component-Knie war in den

achtziger Jahren eine Ausnahme der Fixed-Bearing-Knieprothesen, da bei diesem

Modell formgepresstes Polyethylen auf der Metalltibiakomponente verwendet wurde,

um den Abrieb wie bei anderen Fixed-Bearing-Knieprothesen zu reduzieren. Die

modernen Knieprothesen, die in den neunziger Jahren und seit 2000 entwickelt wurden,

sind größtenteils Modifikationen früherer Designs, bei denen man versucht, die Fixed-

Bearing-Oberflächen zu optimieren und Metal-backed-Patelladesigns zu vermeiden.

Zusammenfassend kann man sagen, dass die Evolution der Kniearthroplastik vom

Einsatz diverser Gewebe bis zu den heutigen Totalendoprothesen einen dramatischen

Wandel erfahren hat. Zunehmende innovative Technologien im Bereich der

Implantationstechnik erlauben eine multifaktorielle Einflussnahme auf verschiedene

Aspekte wie z.B. Verschleißminimierung durch gleichmäßige Kraftübertragung,

optimiertes Patellatracking durch gezielte Rotationsstellung der femoralen Komponente

sowie verbesserte Verankerungsfestigkeit durch Vermeidung von

Belastungskonzentrationen. Im Gegensatz zum Hüftgelenk muss beim Ersatz des

künstlichen Kniegelenks die komplexe funktionelle Einheit aus Gelenk-, Muskel- und

14

Bandstrukturen des natürlichen Kniegelenks stärker berücksichtigt werden, da jeder

Patient einen unterschiedlichen Destruktionszustand vorweist.

1.3. Entwicklung der „Roboterchirurgie“ und der navigationsgestützten bzw.

computergestützten orthopädischen Chirurgie

Zu Beginn des vergangenen Jahrhunderts (1906) hatte die Navigation in der

Neurochirurgie ihre Geburtsstunde. Clarke und Horsley [15] entwickelten einen

„stereotaktischen Apparat“ mit dessen Hilfe der „Flurschaden“, den eine Operation

anrichten kann, minimiert werden sollte. Es wurden Verfahren entwickelt, um die

präoperativen Planungen intraoperativ möglichst genau umzusetzen. Der

„stereotaktische Apparat“ half, Zielregionen im Gehirn zu erreichen, deren Lage zuvor

auf einem anatomischen Atlas markiert worden war. Später folgten nach dem gleichem

Prinzip stereotaktische Rahmensysteme, die in der Neurochirurgie noch heute zum

Einsatz kommen, wie 1999 von Heese und Gliemroth [35] beschrieben.

Die rahmenbasierte Chirurgie konnte sich in der Orthopädie zunächst nicht durchsetzen.

Dieses Verfahren erschien zu unpraktikabel. Im Laufe der vergangenen zehn Jahre sind

Geräte entwickelt worden, mit deren Hilfe es dem Operateur auf andere Art und Weise

ermöglicht wird, einen präoperativ definierten Plan koordinatengenau intraoperativ

umzusetzen. Zwei Klassen von Apparaten werden heute unterschieden. So werden

heutzutage chirurgische Navigationssysteme von medizinischen Robotern

unterschieden. Die chirurgischen Freihandnavigationssysteme zeichnen sich dadurch

aus, dass der Operateur konventionelle Instrumente verwendet, deren Lage im Raum

vermessen wird, wodurch ein Positionsfeedback auf einem Monitor möglich ist [2, 21,

61, 85]. Ein solches System ist ein passives Gerät, das lediglich als Orientierungshilfe

dienen soll. Die Freihandnavigationssysteme sind derzeit mit und ohne

Bildunterstützung (CT-, MRT- oder Röntgenbilder) auf dem Markt erhältlich. Bei den

bildunterstützten Systemen wird präoperativ, mithilfe der Bilddaten, durch das System

ein dreidimensionales Oberflächenmodell der knöchernen Anatomie des Patienten

generiert. Diese bildgestützte Technik gibt dem Operateur die Möglichkeit, präoperativ

Operationssimulationen und Planungen durchzuführen. Die durch die Operation

erlangte Kinematik kann von diesen Systemen nicht simuliert werden [118]. Die

15

Freihandnavigationssysteme ohne Bildunterstützung sind ausschließlich intraoperativ

anwendbar. Die Erstellung des dreidimensionalen Oberflächenmodells, sowie die prä-

und postoperative Kinematik werden intraoperativ gewonnen. Anhand der

mechanischen Achse und markanter anatomischer Punkte der unteren Extremität,

ermittelt das System die individuellen anatomischen Gegebenheiten [48].

Demgegenüber stehen medizinische Robotersysteme, die einen Teilschritt einer

Operation autonom und ohne Interaktion des Operierenden ausführen [8, 34, 123].

Gegen Ende der achtziger Jahre wurde die computergestützte Chirurgie mit der

stereotaktischen Neurochirurgie eingeführt [60]. Ziele dieser neuen Technik waren

erhöhte Präzision, weniger Invasivität und verbesserte Rückverfolgbarkeit der

Operation. Anfang der neunziger Jahre begann die Schule für Medizinische

Informationstechnik in Grenoble unter der Leitung von Demongeot und Cinquin sich

für diese Technologie zu interessieren und konnte einige Chirurgen zur Zusammenarbeit

in computergestützten Chirurgieprojekten gewinnen: 1991 Merloz [75] für die

Wirbelsäulenchirurgie, 1992 Julliard [44] für die Chirurgie des vorderen Kreuzbandes

und 1993 Saragaglia und Picard für die Implantation von Totalendoknieprothesen. Das

Team um Saragaglia und Picard bestand unter anderem noch aus einem Arzt-

Informatiker (Cinquin), zwei Informatikern (Lavallée und Leitner) und der Firma

I.C.P.France. Dieses Forscherteam fand heraus, dass die Implantation einer

Totalendoprothese des Kniegelenks ohne präoperative Bildgebende Verfahren möglich

ist. Allein durch die Bestimmung der Rotations- und Drehachsen im Hüft-, Knie- und

Sprunggelenk und durch das zusätzliche Abtasten des Knies und des Sprunggelenks ist

es möglich die anatomischen Verhältnisse der unteren Extremität zu rekonstruieren.

Verwendet wurde zur räumlichen Lokalisierung ein auf Infrarotdioden basierendes

optoelektronisches System. Die ersten navigierten Implantationen von Knieprothesen

wurden u.a. von dem Forscherteam um Saragaglia und Picard zunächst an

Kadaverpräparaten vorgenommen.

Die Einsicht, dass der exakten Positionierung der implantierten Knieprothese eine große

Bedeutung zukommt, veranlasste Kienzle et al. [46] ein computer- und robotergestütztes

System zur Planung und Durchführung tibialer und femoraler Schnitte zu entwickeln.

Mithilfe einer dreidimensionalen Rekonstruktion von CT-Daten konnte der Operateur

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die Platzierung der femoralen und tibialen Komponente präoperativ planen. Die

Anpassung („matching“) der CT-Daten mit dem chirurgischen Objekt (Anatomie des

Kniegelenks) wurde auf der Basis von Bezugsmarkern („fiducial marker“) erreicht, die

vor Durchführung des CT in Tibia und Femur implantiert werden mussten. Während der

Operation wurden Roboter und Patient fest mit dem OP-Tisch verbunden. Ein anderes

Robotersystem [24, 57] verwendete zusätzlich Informationen von Ansatz und Ursprung

wichtiger Knieligamente zur Simulation der Kinematik einer Endoprothese.

Im Januar 1997 wurde die erste computergestützte Implantation einer Prothese mit

einem optoelektronischen Navigationssystem bei einem lebenden Patienten von

Saragaglia, Picard und Lebredonchel durchgeführt [62]. Die Operation verlief ohne

wesentliche Probleme. Das verwendete Navigationssystem war das OrthoPilot-

Navigationssystem der Firma Aesculap. Es bestand aus einem Personal Computer, einer

Polaris-Infrarotkamera der Firma Northern Digital Inc. und einem Fußpedal mit

Doppelsteuerung. Das System arbeitet mit Sendern („rigid bodies“), die unter anderem

Infrarotdioden enthalten, deren Position von der Kamera erfasst wird. Die Sender

wurden mit bikortikalen Schrauben am Knochen fixiert. Die mechanische Beinachse

wird in diesem Verfahren durch das jeweilige Zentrum des Femurkopfes, des Knies und

des Sprunggelenkes ermittelt. Für die Bestimmung des Femurkopfzentrums wurden

Sender („rigid bodies“) an der Crista iliaca anterior superior und am distalen Ende des

Femurs befestigt. Nach Durchbewegung, Flexion und Extension des Oberschenkels

konnte der Mittelpunkt des Femurkopfes ermittelt werden. Zur Bestimmung des

Sprunggelenkzentrums wurde ein Sender an der proximalen Tibia befestigt. Ein anderer,

auf einer Metallplatte montierter Sender wurde dann mit einem Gummiband auf dem

Talushals befestigt. Durch die folgenden Flexions-, Extensions-, Varus- und

Valgusbewegungen konnte das Sprunggelenkszentrum ermittelt werden. Zur

Feststellung des Zentrums des Kniegelenks konnte entweder bei offenem Knie eine

anatomische Stelle in der Höhe des Femurs und der Tibia abgetastet werden, oder es

wurde der Rotationsschwerpunkt des Knies errechnet. Dieser ergab sich, indem ein

Punkt auf dem Femur gesucht wurde, der am ehesten äquidistant (im Sinne der

wenigsten Quadrate) von einem Punkt auf der Tibia ist. Durch Flexions- und

Extensionsbewegungen ergibt sich eine Flexions- und Extensionsachse und die Rotation

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der Tibia. Bei 90° Flexion ergibt sich eine zweite Achse. Der Schnittpunkt dieser zwei

Achsen wird als Rotationszentrum des Knies gewertet. Die Resektionshöhe wurde

durch Abtasten des gesunden Tibiaplateaus festgelegt. Das Abtasten des Femurs

bestimmte die Prothesengröße. Die Resektionen wurden mit sendergekoppelten

Sägeblöcken durchgeführt [109]. Es folgte eine prospektive und randomisierte Studie,

die dieses Verfahren mit der herkömmlichen Operationstechnik verglich. Sie begann im

Januar 1998 und wurde im März 1999 abgeschlossen [110].

1.4. Postoperative Komplikationen nach Implantation einer Knieendoprothese

sowie die Bedeutung der Achsen und des Weichteilbalancierung der unteren

Extremität für die Implantation

44% der Revisionen sind zurzeit auf die wesentlichen Revisionsgründe wie der

aseptischen Prothesenlockerung und Polyethylenabrieb zurückzuführen [52]. Aktuelle

Entwicklungen zielen deshalb auf eine Minimierung des Polyethylenabriebs durch

Verbesserung der Polyethylenabriebfestigkeit und Prothesendesignänderungen sowie

auf eine möglichst optimale Prothesenimplantation ab. Wie mehrere retrospektive

Studien zeigen konnten, steigt die Lockerungsrate der Kniegelenksprothesen, wenn sich

die mechanische Beinachse außerhalb von 180° ±3° befindet. Dies entspricht einem

Verlauf der Mikulicz-Linie durch das mittlere Kniegelenksdrittel [40, 104, 107, 124]. In

einer Metaanalyse [12] von 9879 Patienten war in 4% der Fälle eine Revision der

Endoprothese nach nur vier Jahren notwendig, korrespondierend zu einer radiologisch

offensichtlichen Malpositionierung. Die Korrelation zwischen Fehlplatzierung und

vorzeitiger Implantatlockerung wurde auch in anderen Arbeiten herausgestellt. In einer

Studie an 421 Patienten konnten Ritter et al. zeigen [107], dass die Implantation einer

Prothese in Varusposition mit einer dreimal so hohen Lockerungsrate (15%) einherging

wie in der Vergleichsgruppe mit korrekter Positionierung (5%). Diese Resultate wurden

auch von anderen Autoren bestätigt [25, 4]. Bei der konventionellen

Prothesenimplantation wird dieses Ziel (mechanische Beinachse 180 ±3°) bei zwei von

drei Patienten erreicht [37, 40]. Weitere entscheidende Faktoren sind die symmetrische

Weichteilbalancierung, die Ausrichtung der Prothesenkomponenten in allen 3 Ebenen

und die Höhe der Gelenklinie [19].

18

Im August 1999 publizierten Krackow et al. die erste computerunterstützte

Knieprothesenimplantation [53]. Mit Hilfe einer Optotrack Infrarotkamera (Nothern

Digital Inc.) und einer speziell entwickelten Software konnten intraoperativ die

mechanische Beinachse und die Resektionsebenen ohne intraoperative Bildgebung

überprüft werden. Dieses Grundprinzip hat sich in den letzten fünf Jahren unwesentlich

verändert. Durch eine kontinuierliche Weiterentwicklung der Systeme kann heute neben

der mechanischen Beinachse auch die Seitenbandstabilität und die Torsion der

femoralen und tibialen Prothesenkomponente überprüft werden [48]. Die meisten bisher

publizierten Studien zeigen eine deutliche Verringerung der Streubreite der

mechanischen Beinachse im Vergleich zu konventioneller Prothesenimplantation.

1.5. Fragestellung der vorliegenden Arbeit

Die vorliegende Arbeit wird die aktuellen Vor- und Nachteile sowie Probleme der

Navigation zum heutigen Zeitpunkt aufschlüsseln und darstellen. Die während und nach

der Implantation ermittelten Daten werden zunächst dargestellt und dann anhand

vergleichbarer Studien eingeordnet. Die besondere Bedeutung der Achsen der unteren

Extremität sowie die der Weichteilbalancierung soll auf den folgenden Seiten

herausgearbeitet werden.

19

2. Material und Methoden

2.1.Material

2.1.1. Kollektiv der Körperspender:

Probandenkollektiv Zusammenfassung:

Das Probandenkollektiv bestand aus 4 weiblichen Körperspendern in Thielfixierung des

Anatomischen Institutes der TU München. Das Patientenalter der Studiengruppe betrug

im Mittel 84,75 Jahre. Die durchschnittliche Körpergröße betrug 155,25 cm bei einem

Durchschnittsgewicht von 36,88 kg. Bei allen Kniegelenken lag der Arthrosegrad

medial und lateral im Bereich 1-2. Alle Knie bis auf eins waren sowohl in

anterioposteriorer als auch in mediolateraler Ausrichtung stabil. Die mögliche Flexion

betrug im Mittel 154,81°. Die mögliche Extension betrug im Mittel 0,63°. Als

Besonderheit fiel bei einem Präparat eine Hüftathrose mit Innenrotationseinschränkung

auf. Bei einem anderen Präparat fand sich ein Osteophyt am lateralen Femurkondylus

und im Bereich des lateralen Tibiaplateaus. Zur radiologischen Untersuchung standen

letztendlich 8 Gelenke zur Verfügung. Die Gelenke erlaubten durch die verwendete

Thiel-Lösung eine nahezu normale Beweglichkeit der Gelenke bei annähernd normaler

Gewebekonsistenz.

Probandenkollektiv Details:

Körperspender Nr. 1 wog bei einem Alter von 86 Jahren und einer Größe von 155 cm

41 kg. Der Arthrosegrad (Einteilung nach Outerbridge) links und rechts betrug medial

und lateral jeweils 1. Das rechte und das linke Knie waren sowohl in anterioposteriorer

als auch in mediolateraler Ausrichtung stabil. Am linken Knie war eine Flexion von

140° und am rechten Knie eine Flexion von 139° möglich. Die Extension betrug am

linken und rechten Knie 0°. An beiden Kniegelenken fielen keine Besonderheiten auf.


37 kg. Der Arthrosegrad (Einteilung nach Outerbridge) betrug links medial und lateral

1-2 und rechts 1. Dass rechte und das linke Knie waren sowohl in anterioposteriorer als

auch in mediolateraler Ausrichtung stabil. Am linken Knie war eine Flexion von 148°

20

und am rechten Knie eine Flexion von 146,5° möglich. Die Extension betrug am linken

und rechten Knie 0°. An beiden Kniegelenken fielen keine Besonderheiten auf.


37,5 kg. Der Arthrosegrad (Einteilung nach Outerbridge) betrug links und rechts

jeweils 1. Dass rechte und das linke Knie waren sowohl in anterioposteriorer als auch in

mediolateraler Ausrichtung stabil. Am linken Knie war eine Flexion von 145° und am

rechten Knie eine Flexion von 170° möglich. Die Extension betrug am linken Knie 5°

und am rechten 0°. An der linken unteren Extremität fiel eine Hüftarthrose mit

Innenrotationseinschränkung auf.


32 kg. Der Arthrosegrad (Einteilung nach Outerbridge) betrug links medial und lateral

jeweils 2 und rechts medial sowie lateral jeweils 1. Das linke Knie war in

anterioposteriorer Ausrichtung stabil in mediolateraler Ausrichtung zeigte sich eine

Varusdeformität von 5°. Dass rechte Knie war sowohl in anterioposteriorer als auch in

mediolateraler Ausrichtung stabil. Am linken Knie war eine Flexion von 180° und am

rechten Knie eine Flexion von 170° möglich. Die Extension betrug am linken und am

rechten Knie 0°. Am linken Knie fiel ein Osteophyt am lateralen Femurkondylus und im

Bereich des lateralen Tibiaplateaus auf.

2.1.2. Operateure

Die Operationen wurden von zwei Operateuren durchgeführt. Bei beiden Operateuren

handelt es sich um Fachärzte für Orthopädie mit mehrjähriger Erfahrung in der

Implantation von Knieendoprothesen in konventioneller Weise. Keiner der beiden hatte

zuvor eine Kniegelenks-Totalendoprothese mit Hilfe eines Navigationssystems

implantiert. Jedes Knie wurde von jedem Operateur mindestens zweimal abgetastet

(also insgesamt mindestens viermal). Das heißt die Implantation wurde zunächst

dreimal nach der Berechnung der Implantatgröße unterbrochen. Nach der vierten

Abtastung wurde dann eine Prothese implantiert. Insgesamt navigierte Operateur A

achtzehn und Operateur B siebzehn Kniegelenke. Bei der Implantation wechselten sich

21

die Operateure jeweils nach jeder Implantation ab. So implantierte jeder Operateur

insgesamt vier Kniegelenks-Totalendoprothesen.

2.1.3. Die verwendete Kniegelenks-Totalendoprothese

In der Untersuchung erfolgte eine navigationsgestützte Implantation von Kniegelenks-

Totalendoprothesen (TEP). Es wurde die kreuzbanderhaltende Genesis-II-Knie-TEP

der Firma Smith and Nephew (Schenefeld; Deutschland) in der Standardversion

implantiert.

1988 führe die Firma Smith and Nephew das Genesis I Kniesystem ein [26]. Das auf

das Genesis I Kniesystem folgende Genesis II Kniesystem wurde in einigen Punkten

modifiziert.

Allen Körperspendern wurde eine zementfreie GENESIS II-CS Femurkomponente

implantiert. Die für diese Studie verwendete Femurkomponente besteht aus einem

Kobalt-Chrom-Gemisch. Durch eine nach distal gezogene, vertiefte Trochleargrube

ermöglicht die Prothese einen höheren femoropatellaren Flächenkontakt. In die

Femurkomponente ist eine 3°-Außenrotation integriert, was zu einer physiologischeren

Gelenkspaltgeometrie, sowie zu einer Reduzierung der anterioren Kortikalseinkerbung,

führen soll. Die posterioren Femurkondylen sind asymmetrisch, um eine höhere

Stabilität des Knieglenkes bei flektiertem Knie zu erreichen [105]. Die anteriore Flanke

der Trochleargrube liegt lateral der Mittellinie und verläuft im distalen Bereich

zunehmend zentral, um eine mehr der Anatomie ähnliche Patellaführung zu erlangen

[23].

Die für diese Studie verwendeten zementrfeien GENESIS II-CS Tibiaimplantate

besitzen Dornen um mehr Stabilität zu gewährleisten [100]. Das Design der

verwendeten Komponente ist an die anatomischen Gegebenheiten der proximalen Tibia

angepasst, um eine bessere kortikale Abdeckung der Tibia zu erreichen [131]. Die

stärker ausgeprägten posterioren Finnen der Komponente ermöglichen eine

22

Verankerung im Knochen und sorgen für Rotationsstabilität. Das Tibiabasis-Implantat

hat eine Dicke von 2,5 mm.

Für die vorliegende Studie wurden fest verankerte Polyethylen-Tibia-Einsätze zum

Erhalt des hinteren Kreuzbandes verwendet. Bei den Implantationen wurde in allen

Fällen die kleinste Polyethyleninlay-Höhe von 9 mm verwendet.

23

2.2. Methode

2.2.1. Das CT-freie VectorVision-Navigationssystem

Die durchgeführte navigationsgestützte Operationstechnik wurde mit dem CT-freien

Navigationssystem VectorVision (Fa. BrainLAB; München; Deutschland)

durchgeführt. Verwendet wurde das VectorVision Compact System mit der

VectorVision ct-free knee 1.5 Knie-Navigationsmodul Software. Hierbei handelt sich

um ein optoelektronisches System, bestehend aus einem Kameraarm mit Infrarotkamera

sowie einer Rechnereinheit und einem Touchscreenmonitor. Die Bedienung des

Systems erfolgt über den berührungsempfindlichen Monitor. Über Kameras, die die von

den sog. „Minimally Invasive Reference Arrays (MIRA)“ reflektierte Infrarotstrahlung

erfassen, werden die Bewegungen der Instrumente und des Beins während des

chirurgischen Eingriffs verfolgt und ihre Positionsdaten kontinuierlich an das

Navigationssystem übermittelt. Das System kann so deren Bewegungen in Echtzeit am

Bildschirm visualisieren.

2.2.2. Vorgehen bei der Implantation der Kniegelenks-Totalendoprothesen mit

dem CT-freien VectorVision-Navigationssystem

Der erste Schritt nach der Wahl des paramedianen Standardzugangs zum Kniegelenk

besteht in der Ermittlung der Mittelpunkte von Hüft-, Knie- und Sprunggelenk. Zur

Bestimmung dieser Gelenkmittelpunkte werden „Minimally Invasive Reference Arrays“

eingesetzt. Die „Minimally Invasive Reference Arrays“ enthalten Infrarotstrahlung

reflektierende Kugeln mit einer speziell beschichteten Oberfläche. Damit das

Trackingsystem beide Instrumente (Reference Array Tibia und Reference Array Femur)

unterscheiden kann, sind die Kugelsets geometrisch unterschiedlich angeordnet. Für die

Befestigung der „Minimally Invasive Reference Arrays“ auf dem Knochen werden 3,5-

mm-Edelstahlbikortikalschrauben verwendet, so dass sie sich relativ zu den Knochen

nicht bewegen, wenn das Bein bewegt wird. Die femoralen und tibialen Schrauben

werden zu Beginn des Operationsverfahrens nach der Arthrotomie eingesetzt. Die

femorale Schraube wird ca. 10 cm proximal des Kniegelenks anterior-medial bikortikal

eingesetzt. Die tibiale Schraube wird etwa 8 cm unterhalb des Tibiakopfes anterior-

24

medial bikortikal befestigt. Es folgt das Einbringen von jeweils einer Schraube 3 cm

proximal des Tibia Reference Array´s und 3 cm distal des Femur Reference Array´s.

Diese dienen während der Registrierung als Referenzpunkte. Nun wird eine

Halteschraube am lateralen Femur 10 cm proximal des Femur Reference Array´s zur

Fixation während der Stabilitätsmessung angebracht.

Abb. 2.1. Bein vorbereitet zur Registrierung

Es muss darauf geachtet werden, dass die VectorVision-Einheit am Fuß des OP-Tisches

positioniert ist und die Kamera auf die mediale Seite des zu operierenden Beins

ausgerichtet ist. Vor Beginn der Registrierung wird die optimale Ausrichtung der

Referenzsterne zur Kamera in allen möglichen Stellungen des Beines überprüft. Für

diesen Zweck wir das Bein im Raum bewegt, wobei die Reference Arrays auf dem

Monitor bei guter Registrierung, also bei optimaler Ausrichtung zur Kamera, in gelber

Farbe erscheinen. Bei suboptimaler Ausrichtung sind die Arrays auf dem Monitor rot

markiert. Zu Beginn der Registrierung wird zunächst das Hüftkopfzentrum durch

pivotieren des Oberschenkels mittels eines Pivotingalgorithmus bestimmt. Bei diesem

Kinematikregistrierungsverfahren wird das Femur gebeugt, gestreckt, ab- und adduziert

sowie rotiert. Diese Bewegungen erzeugen eine Punktwolke auf einer Sphäre.

Anschließend wird mithilfe des Pivotingalgorithums der Mittelpunkt der Sphäre

25

errechnet, den diese Punkteansammlung erzeugt hat. Die Software gibt nach der

Registrierung die Genauigkeit bzw. Abweichung der Femurkopfkalkulation an. Zur

weiteren Registrierung des Knies werden danach zunächst definierte Landmarken der

Tibia mit einem Pointer erfasst (siehe Abbildung 2.2. - 2.13.). Der Pointer ist ähnlich

aufgebaut wie die Reference Arrays. Er besteht ebenfalls u.a. aus drei Infrarotstrahlung

reflektierenden Kugeln. Um zunächst die Mitte des Sprunggelenks zu definieren, wird

zuerst der mediale Malleolus danach der laterale Malleolus abgetastet. Es folgen das

Definieren der tibialen mechanischen Achse, der medialen tibialen Kontur auf

Resektionshöhe, der lateralen tibialen Kontur auf Resektionshöhe, der anterioren Tibia,

der posterioren Tibia sowie der tibialen anterior/posterior Ebene. Anschließend werden

zur Verfeinerung des 3D-Oberflächenknochenmodells verschiedene Oberflächen mit

dem Pointer abgetastet, wobei wieder eine Punktwolke entsteht, die der Software zur

Berechnung der Oberfläche dient. Zur Definierung der Oberflächen wird der Pointer auf

einen Punkt der zu bestimmenden Fläche aufgesetzt. Ist der Punkt vom System

akzeptiert worden, wird die Fläche gleichmäßig mit dem Pointer abgefahren. Es ist

wichtig den Pointer während der gesamten Registrierung nicht von der

Knochenoberfläche abzuheben, da es sonst zu Fehlberechnungen der Oberfläche

kommt. Die abgetasteten Flächen werden farblich unterschiedlich dargestellt. An der

Tibia werden nacheinander die Tuberositas Tibiae, das mediale Tibiaplateau und das

laterale Tibiaplateau abgetastet.

26

Abbildung 2.2. Screenshots Registrierung Tibia

Abb. 2.3. medialer Malleolus Abb. 2.4. lateraler Malleolus

27

Abb. 2.5. tibiale mechanische Achse Abb. 2.6. mediale tibiale Kontur

Abb. 2.7. laterale tibiale Kontur Abb. 2.8. anteriore Tibia

Abb. 2.9. posteriore Tibia Abb. 2.10. tibiale anterior/posterior Ebene

28

Abb. 2.11. Tuberositas Tibiae Abb. 2.12. mediales Tibiaplateau

Abb 2.13. laterales Tibiaplateau

Es folgt das Abtasten des Femur (siehe Abbildung 2.14. - 2.21.). Zunächst wird die

Rotation der femoralen Komponente durch die Definierung der Epicondylarachse

bestimmt. Durch Definierung des medialen Epicondylus und des lateralen Epicondylus

wird die Achse festgelegt. Es folgen noch die Definierung der femoralen mechanischen

Achse, der anterioren Resektionsebene und der femoralen anterior-posterioren Achse (=

Whiteside Linie). Nun werden ebenfalls zur Verfeinerung des 3D-

Oberflächenknochenmodells der mediale Kondylus, dann der laterale Kondylus und

zum Schluß der anteriore Kortex am Femur abgetastet. Wichtig ist es dabei darauf zu

achten, dass bei der Registrierung des medialen und lateralen femoralen Kondylus u.a.

einige Punkte am posterioren Teil der Kondylen abgetastet werden, weil diese Daten zur

Bestimmung der Größe des Implantats verwendet werden.

29

Abbildung 2.14. Screenshots Registrierung Femur

Abb. 2.15. medialer Epicondylus Abb. 2.16. lateraler Epicondylus

30

Abb. 2.17. anteriorer Femurkortex Abb. 2.18. femorale mechanische Achse

Abb. 2.19. medialer Kondylus Abb. 2.20. lateraler Kondylus

Abb. 2.21. anterior Kortex

Nach Abschluss der Registrierung werden noch die beiden Referenzschrauben

abgetastet, wobei zunächst die im Femur, dann die an der Tibia registriert wird. Das

System berechnet anschließend die Anatomie des Patienten. Die Software berechnet

nun die Größe des femoralen und des tibialen Implantats.

31

Die oben genannten Registrierungschritte werden für die Auswertung von beiden

Operateuren jeweils zweimal durchgeführt. Nach der vierten Registrierung schließt sich

die Implantation einer Knieendoprothese an. Vor der Implantation wird eine

Stabilitätsmessung durchgeführt. Hiefür wird das Fenster „Ligament Balancing“ der

Software aufgerufen. Die Werte der Aufklappbarkeit in Millimetern bei maximallem

manuellem Varus- und Valgusstress werden jeweils bei 0°, 30° und 90° Flexion des

Knies auf dem Monitor abgelesen und notiert.

Bei der sich anschließenden Planung schlägt das System unter Berücksichtigung aller

relevanten anatomischen Landmarken automatisch das optimale Implantat in Bezug auf

Größe, Typ und Platzierung vor. Auf dem Monitor wird das Implantat dann in

verschiedenen 3D-Ansichten dargestellt. Mit der interaktiv bedienbaren Feinjustierung

kann der Chirurg das Implantat an die anatomischen Gegebenheiten anpassen und

überprüfen, ob die Planung den spezifischen anatomischen Gegebenheiten des Patienten

entspricht. Mögliche Feinjustierungen beim Femur sind: Femur Implantatgröße,

Rotation, anterior-posteriore Positionierung, Resektionsebene, medio-laterale

Positionierung und Flexion. Mögliche Feinjustierungen bei der Tibia sind: Tibia

Implantatgröße, Rotation, medio-laterale Positionierung, anterior-posteriore

Positionierung, Resektionsebene und Tibia Slope.

Vor der Femurresektion wird zunächst ein Navigationsadapter (vom Aufbau ähnlich

wie der Pointer) auf die anteriore Seite des Femurs gehalten, damit das System die

Beugung des Femur relativ zur mechanischen Achse berechnen kann. Durch das

Anbringen des Navigationsadapters an den Schneideblock richtet der Chirurg diesen mit

Hilfe des Systems so aus, dass die am Bildschirm aktuell dargestellte Resektionsebene

des Schneiblocks (blau) mit der vorgeplanten Schnittebene (gelb) zur Deckung gebracht

wird. Daraufhin wird der Block mit Pins am Femur fixiert und die Orientierungshilfe

wird entfernt. Die Position des Schnittblocks wird noch einmal überprüft. Nun können

die Resektionen vorgenommen werden. Ebenso wird bei der Tibiaresekion verfahren

(siehe Abbildung 2.22. und 2.23.). Die Tibiaresektion wurde mit einem Slope von 4°

durchgeführt.

32

Abb. 2.22. Resektion Femur Abb. 2.23. Resektion Tibia

Nach erfolgter Präparation des Femurs und der Tibia folgt die Implantation der Femur-,

Tibia- und der Polyethyleninlay-Komponenten.

Anschließend wird erneut eine Stabilitätsmessung durchgeführt. Hierfür wird wieder

das Fenster „Ligament Balancing“ der Software aufgerufen. Die Werte der

Aufklappbarkeit in Millimetern bei maximalem Varus- und Valgusstress werden jeweils

bei 0°, 30° und 90° Flexion des Knies auf dem Monitor abgelesen und notiert (siehe

Abbildung 2.24. - 2.26.).

Abb. 2.24. Beispiel 0° Flexion Stressausübung lateral nach Prothesenimplantation

33



34

Am Ende der Implantation werden die Reference-Arrays sowie die beiden Schrauben

die als Referenzpunkte dienen entfernt. Anschließend erfolgt schichtweise ein

Wundverschluss.

2.2.3. Radiologische Auswertung

2.2.3.1. Allgemeines

Nach der Implantation der Kniegelenks-Totalendoprothesen wurden die für die

radiologischen Untersuchungen der Leichenpräparate notwendigen

Computertomographieaufnahmen der unteren Extremitäten am Institut für Klinische

Radiologie der Ludwig Maximilians Universität München mit einem Somatom Volume

Zoom® Computertomograph der Firma Siemens (Forchheim, Deutschland), mit der

VA40C F-SP Software® erstellt. In den Bereichen der Hüfte, des Knies und des oberen

Sprunggelenkes wurden Aufnahmen in 2 mm Schichten und in 5 mm Schichten im

Bereich der Diaphysen angefertigt. Zusätzlich wurde ein anterior-posteriores

Topogramm und ein laterales Topogramm erstellt. Für die am Institut für Klinische

Radiologie des Universitätsklinikums Münster durchgeführte Bildbearbeitung wurde

eine Leonardo Workstation® mit der Software syngo VB30A® der Firma Siemens

(Forchheim, Deutschland) verwendet. Im Zeitraum der Auswertung wurden alle CT-

Aufnahmen nach dem gleichen Schema analysiert. Insgesamt wurden acht Beine jeweils

in der Frontal-, Sagittal- und Axialansicht vermessen. Die Winkelangaben werden in

Grad angegeben. Insgesamt wurden 7 verschiedene Winkel an jedem Knie gemessen.

Die Winkel werden nach den anatomischen Gegebenheiten benannt (siehe Abbildung

2.27.).

35

Abbildung 2.27. u.a. gemessene Winkel: a MDFW = anatomisch medialer distaler Femurwinkel m MDFW = mechanisch medialer distaler Femurwinkel m MPTW = mechanisch medialer proximaler Tibiawinkel m PDFW = mechanisch posteriorer distaler Femurwinkel m PPTW = mechanisch posteriorer proximaler Tibiawinkel

2.2.3.2. Auswertung der CT-Aufnahmen

anatomisch medialer distaler Femurwinkel (a MDFW):

In der Frontalansicht wird zunächst der anatomisch mediale distale Femurwinkel (siehe

Abbildung 2.28.) bestimmt, indem eine Gerade (Gerade a) bei einem Bild in

Frontalansicht durch die anatomische Achse des Femurs gelegt wird. Die andere Gerade

(Gerade b) wird distal an die Femurkondylen angelegt. Der durch diese beiden Geraden

36

medial gebildete Winkel (a MDFW) wird gemessen und notiert. Definitionsgemäß

entspricht der sog. Femurwinkel dem Winkel zwischen anatomischer und mechanischer

Femurachse. Er beträgt in Abhängigkeit von der Länge des Schenkelhalses, dem CCD-

Winkel und der Femurschaftform zwischen 5 und 9° [51]. Das heißt die Differenz

zwischen dem anatomisch medialen distalen Femurwinkel und dem mechanisch

medialen distalen Femurwinkel muss zwischen 5 und 9° liegen (a MDFW – m MDFW

= 5-9°). Folglich nimmt der a MDFW Werte zwischen 98 und 102° an, so dass ein Wert

von 100° als optimal angesetzt wird. Andere Studien geben für diesen Winkel einen

Bereich von 97 bis 101° an [93]. Für die Auswertung wurde der Wertebereich von 98

bis 102° verwendet.

Abbildung 2.28. Ermittlung des a MDFW

mechanisch medialer distaler Femurwinkel (m MDFW):

Der mechanisch mediale distale Femurwinkel (siehe Abbildung 2.29.) wird bestimmt,

indem eine Gerade (Gerade a) bei einem Bild in Frontalansicht durch die mechanische

Achse des Femurs gelegt wird. Die andere Gerade (Gerade b) wird distal an die

Femurkondylen angelegt. Der durch diese beiden Geraden medial gebildete Winkel (m

MDFW) wird gemessen und notiert. Physiologischerseits beträgt der Innenwinkel (m

MDFW) zwischen der Kniebasisline und der mechanischen Femurachse 93° [51].

37

Abbildung 2.29. Ermittlung des m MDFW

mechanisch medialer proximaler Tibiawinkel (m MPTW):

Der mechanisch mediale proximale Tibiawinkel (siehe Abbildung 2.30.), der

sogenannte Tibiaprotheseninnenwinkel, wird ebenfalls in der a.p.-Aufnahme bestimmt.

Hierzu wird der medial gebildete Winkel zwischen der anatomischen Achse der Tibia

(Gerade a), die physiologischerweise identisch mit der mechanischen Tibiaachse ist,

und der Tangente an das Tibiaplateau (Gerade b) bzw. an dem Implantat gemessen.

Physiologischerseits beträgt der Innenwinkel zwischen Kniebasislinie und der

mechanischen Tibiaachse 87° [51].

38

Abbildung 2.30. Ermittlung des m MPTW

mechanisch posteriorer distaler Femurwinkel (m PDFW):

In der sagittalen Röntgenaufnahme sind für das Alignment des Kniegelenks bzw. der

implantierten Prothese der Slope von Femur und Tibia von Bedeutung. Der Femorale

Slope wird als mechanisch posteriorer distaler Femurwinkel (siehe Abbildung 2.31.)

zwischen der Tangente an die distale Begrenzung der Femurkondylen (Gerade b) und

der mechanischen Beinachse des Femurs (Gerade a) gemessen. Dieser Winkel sollte 90°

betragen [51].

39

Abbildung 2.31. Ermittlung des m PDFW

mechanisch posteriorer proximaler Tibiawinkel (m PPTW):

Der mechanisch posteriore proximale Tibiawinkel, also der tibiale Slope, entspricht

dem Winkel (siehe Abbildung 2.32.), den die Tangente an das Tibiaplateau (Gerade b)

und der mechanischen Beinachse der Tibia (Gerade a) dorsal bilden. Dieser Winkel

beträgt 86° [51] bei 4° posterior Slope und wird als m PPTW bezeichnet.

40

Abbildung 2.32. Ermittlung des m PPTW

Zur Bestimmung der Rotation der Tibia- bzw. Femurkomponente wurden axiale

Schnittbilder verwendet. Zur Ermittlung der Rotationen werden die Scans mithilfe der

Software so umgerechnet, dass sie im rechten Winkel zum Femur- und Tibiaschaft

stehen.

Rotation der Femurkomponente:

Anhand zweier Linien wird die Rotaion der Femurkomponente bestimmt. Der zu

bestimmende Winkel (siehe Abbildung 2.33.) wird zum einen durch die „Surgical

epicondylar axis (S.E.A.)“, die die laterale Epicondylus Vorwölbung und den medialen

Sulcus des medialen Epicondylus verbindet, und zum anderen durch die „Prosthetic

posterior condylar line (P.C.L.)”, die an die mediale und laterale posteriore

Kondylenoberläche angelegt wird, gebildet. Der durch diese beiden Linien gebildete

Winkel („Prosthetic posterior condylar angle“) wird gemessen [6]. Normalwerte des

„Prosthetic posterior condylar angle“ sind bei Frauen: 0,3° ±1,2° Innenrotation und 3,5°

±1,2° Innenrotation bei Männern [6]. Wobei berücksichtigt werden muss, dass bei der

verwendeten Prothese (Genesis-II-Knie-TEP der Firma Smith and Nephew) vom

Hersteller bereits eine Außenrotation von 3° eingebaut ist. Dies wird in die

Datenerfassung mit einbezogen. Außerdem wird bei einer Innenrotation der

41

Femurkomponente der Wert mit einem negativen (-) Vorzeichen versehen, bei

Außenrotation dementsprechend mit einem positiven (+) Vorzeichen [6]. Bei der

Prothese wurde also eine Außenrotation von 2,7° ±1,2° (also +2,7° ±1,2°) angestrebt

und als Idealwinkel gesetzt.

Abbildung 2.33. Ermittlung der Rotation der Femurkomponente

Rotation der Tibiakomponente:

Zur Bestimmung der Rotation der Tibiakomponente wird zunächst das geometrische

Zentrum (siehe Abbildung 2.34.) der Tibia bestimmt. Zu diesem Zweck wird bei einem

proximal gelegenem axialen Schnittbild ein Kreis möglichst so anlegt, dass er sich in

medialer und lateraler Ausrichtung der Form des Tibiaplateaus gut anpasst und ebenso

in anteriorer und posteriorer Ausrichtung. Danach werden in den Kreis zwei Geraden so

angelegt, dass sie sich im Mittelpunkt des Kreises, also in der Mitte der Tibia schneiden.

Das ermittelte geometrische Zentrum wird nach proximal verlagert, um ein axiales

Schnittbild auszuwählen, das einen Schnitt durch die Tibiakomponente darstellt. Nun

wird eine Gerade (Gerade a) an die Tibiakomponente angelegt (siehe Abbildung 2.35.).

Zu der Geraden an der Tibiakomponente (Gerade a) wird außerdem noch eine

Vergleichsgerade (Gerade b) zur späteren Ermittlung des Rotationswinkels gezogen.

Das ermittelte geometrische Zentrum und die an das Tibiaimplantat angelegte Gerade

42

(Gerade a) mit der Vergleichsgerade (Gerade b) werden nach distal auf die Höhe des

axialen Schnittes durch den höchsten Punkt des Tuberculum Tibiae verlagert (siehe

Abbildung 2.36.). Die anfangs gebildete Vergleichsgerade (Gerade b), die am unteren

Bildrand gezogen wurde, wird nun dazu verwendet, um sie durch den von den Geraden

gebildeten Mittelpunkt (geometrisches Zentrum) der Tibia und durch den höchsten

Punkt der Tuberositas Tibiae zu legen. Der gemessene Winkel gibt die Rotation der

Tibiakomponente an und ist der Winkel zwischen Gerade b, die durch den Mittelpunkt

der Tibia und dem höchsten Punkt der Tuberositas Tibiae an knöchernden Landmarken

ausgerichtet ist, und der Gerade a, die durch das Anlegen an das Tibiaimplantat die

Ausrichtung der Tibia angibt. Außerdem wird bei einer Innenrotation der

Tibiakomponente der Wert mit einem negativen (-) Vorzeichen versehen, bei

Außenrotation dementsprechend mit einem positiven (+) Vorzeichen [6]. Die Rotation

der Tibiakomponente vom höchsten Punkt der Tibiakomponente beträgt normalerweise

18° ±2,6° Innenrotation (also –18° ±2,6°) [6].

Abbildung 2.34. Ermittlung des geometrischen Zentrums der Tibia

43

Abbildung 2.35. Anlegen einer Gerade an das Tibiaimplantat

Abbildung 2.36. Ermittlung der Rotation der Tibia

Bestimmung der mechanischen Beinachse

Die mechanische Beinachse (Mikulicz-Linie, Traglinie) ist in der Aufnahme im

anterior-posterioren Strahlengang sowie in der Seitenansicht durch die Verbindung von

44

Hüftkopfmittelpunkt, Kniegelenk- und Sprunggelenkmitte definiert. Fehlstellungen sind

als Abweichungen von dieser Traglinie definiert. Bei Varusfehlstellungen ist die

Traglinie nach medial, bei Valgusfehlstellungen nach lateral verlagert. Zur Ermittlung

der Traglinie werden der m MDFW und der m MPTW addiert und müssen zusammen

180° ergeben. Eine Abweichung größer als 180° ist als Valgusfehlstellung, eine

Abweichung kleiner als 180° als Varusfehlstellung definiert [51]. Viele Studien geben

eine Abweichung von 3° als akzeptabel an, so dass Werte zwischen 177° und 183° als

sehr gutes Ergebnis gesehen werden können [40, 77, 80, 107, 115].

2.2.4. Statistische Auswertung und Testverfahren

Die Datenerhebung und die statistische Auswertung dieser Arbeit erfolgte auf einem

handelsüblichen Personalcomputer mit dem Tabellenkalkulationsprogramm Microsoft

Office Excel 2003, der Firma Microsoft Cooperation. Außerdem wurde für einige

Testverfahren das Programm SPSS für Windows, Release 11, der Firma SPSS GmbH

verwendet.

Zur statistischen Auswertung wurden die ermittelten Winkel der CT-Aufnahmen von

acht Knien der vier Präparate herangezogen. Außerdem wurden für die Auswertung der

Stabilitätsmessung Screenshots der VectorVision ct-free knee 1.5 Knie-

Navigationsmodul Software verwendet. Jeder der sieben verschiedenen Winkel wurde

an jedem Knie gemessen. Die Werte der jeweils gleichen Winkel der einzelnen Knie

wurden zusammengefasst, um so den Mittelwert und die Standardabweichung von

diesen berechnen zu können. Ebenfalls wurde der Wertebereich für die einzelnen

Winkel durch Ermittlung der jeweils größten Abweichung nach oben und unten

ermittelt.

Bei der Auswertung der Valgus-/Varusstressausübung wurden die Werte der einzelnen

Knie zunächst getrennt bei 0°, 30° und 90° Flexion vor und nach der Implantation einer

Knieendoprothese zusammengefasst. Durch die Verwendung der VectorVision ct-free

knee 1.5 Knie-Navigationsmodul Software konnten Werte sowohl in Winkelgrad als

auch Millimetern für die Auswertung herangezogen werden. Es wurden Mittelwerte und

Standardabweichungen bei zu- und aufgeklapptem Knie jeweils für medial und lateral

45

ermittelt. Außerdem wurde die Differenz zwischen zu- und aufgeklapptem Knie, die die

eigentliche Aufklappbarkeit des Knies angibt, sowie deren Standardabweichungen

errechnet. Anschließend wurde der Mittelwert der Differenz zwischen medialer und

lateraler Aufklappbarkeit mit deren Standardabweichungen errechnet. Die

Berechnungen der Signifikanz der Änderung der Aufklappbarkeit bei Valgus- und

Varusstressausübung wurden mit Hilfe des Vorzeichenrangtest von Wilcoxon

durchgeführt. Das Signifikanzniveau wurde auf p = 0,05 festgelegt. Die erhaltenen

Werte wurden mit anderen Studien verglichen.

46

3. Ergebnisse

3.1. Dauer der Implantationen (weitere Werte siehe Anhang)

Die Registrierung (= die Dauer vom Beginn der Registrierung des Hüftkopfzentrums bis

zur Errechnung der geeigneten Prothesengröße durch das System) nahm bei Operateur

A bei der dritten Registrierung maximal eine Zeit von 10 min 5 sec (= 605 sec) und

minimal 3 min 49 sec (= 229 sec) bei der letzten Registrierung in Anspruch. Im Mittel

ergab sich eine Zeit von 6 min 36 sec (= 396 sec) (Standardabweichung = 1 min 57 sec).

Operateur B benötigte für die erste Registrierung maximal eine Zeit von 13 min 42 sec

(= 822 sec) und minimal bei der letzten Registrierung 4 min 4 sec (= 244 sec). Im Mittel

ergab sich eine Zeit von 7 min 2 sec (= 422 sec) (Standardabweichung = 2 min 33 sec).

Im Mittel ergab sich für beide Operateure eine Zeit von 6 min 48 sec (= 408 sec)

(Standardabweichung = 2 min 13 sec) für die Registrierungen. Bei beiden Operateuren

ist zu beobachten, dass mit zunehmender Anzahl durchgeführter Registrierungen eine

Tendenz zu einer geringeren Dauer der Registrierungen zu erkennen ist.

0

2

4

6

8

10

12

14

16

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18

Registrierung Nummer

Dau

er in

Min

uten

Operateur AOperateur B

Grafik 3.1. Dauer der Registrierungen der einzelnen Operateure

Insgesamt nahm der erste Hautschnitt für das Anbringen der beiden Refference Arrays

bis zum Ende der Registrierung, bei Operateur A im Mittel eine Zeit von 22 min 8 sec

(= 1328 sec) (Standardabweichung = 7 min 16 sec) in Anspruch. Maximal dauerte dies

47

bei der fünften Registrierung 38 min 59 sec (= 2339 sec) und minimal bei der letzten

Registrierung 15 min 38 sec (= 938 sec).

Bei Operateur B nahm dies im Mittel eine Zeit von 23 min 59 sec (= 1439 sec)

(Standardabweichung = 7 min 58 sec) in Anspruch. Maximal dauerte dies bei der

fünften Registrierung 39 min 15 sec (= 2355 sec) und minimal bei der letzten

Registrierung 15 min 53 sec (= 953 sec).

Im Mittel ergab sich zusammengefasst für beide Operateure eine Zeit von 23 min 3 sec

(= 1383 sec) (Standardabweichung = 7 min 37 sec).

0

5

10

15

20

25

30

35

40

45

1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18

Registrierung Nummer

Dau

er in

Min

uten

Operateur AOperateur B

Grafik 3.2. Dauer vom ersten Hautschnitt bis zum Ende der Registrierung aufgeteilt nach Operateuren und der Reihenfolge der durchgeführten Registrierungen

48

3.2. Winkel

3.2.1. a MDFW:

Bei der Ermittlung des anatomisch medialen distalen Femurwinkels in der Frontalebene

betrug dieser im Mittel 95,5° (Standardabweichung = 2,3°). Dabei wurde maximal ein

Wert von 99° und minimal Werte von 93° ermittelt.

Körperspender: Seite Winkel in ° Körperspender Nr. 1 links 93 Körperspender Nr. 1 rechts 93 Körperspender Nr. 2 links 99 Körperspender Nr. 2 rechts 97 Körperspender Nr. 3 links 97 Körperspender Nr. 3 rechts 95 Körperspender Nr. 4 links 93 Körperspender Nr. 4 rechts 97 Mittelwert 95,5 Standardabweichung 2,3 Maximalwert 99 Minimalwert 93 Tabelle 3.1. Werte für den a MDFW

a MDFW

0

1

2

3

4

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.3. Abweichung der Werte vom Idealwertebereich für den a MDFW

49

3.2.2. m MDFW:

Der Innenwinkel zwischen der Kniebasislinie und der mechanischen Femurachse (m

MDFW) betrug im Mittel 92,6° (Standardabweichung = 1,8°). Dabei wurde maximal

ein Wert von 95° und minimal Werte von 90° ermittelt.

Körperspender: Seite Winkel in ° Körperspender Nr. 1 links 90 Körperspender Nr. 1 rechts 90 Körperspender Nr. 2 links 94 Körperspender Nr. 2 rechts 93 Körperspender Nr. 3 links 92 Körperspender Nr. 3 rechts 94 Körperspender Nr. 4 links 93 Körperspender Nr. 4 rechts 95 Mittelwert 92,6 Standardabweichung 1,8 Maximalwert 95 Minimalwert 90 Tabelle 3.2. Werte für den m MDFW

m MDFW

0

1

2

3

4

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.4. Abweichung der Werte vom Idealwert für den m MDFW

50

3.2.3. m MPTW:

Der in der anterio-posterioren-Aufnahme bestimmte Tibiaprothesenwinkel (m MPTW)

betrug im Mittel 88° (Standardabweichung = 2,3°). Dabei wurden maximal Werte von

90° und minimal ein Wert von 84° ermittelt.

Körperspender: Seite Winkel in ° Körperspender Nr. 1 links 90 Körperspender Nr. 1 rechts 90 Körperspender Nr. 2 links 87 Körperspender Nr. 2 rechts 87 Körperspender Nr. 3 links 84 Körperspender Nr. 3 rechts 86 Körperspender Nr. 4 links 90 Körperspender Nr. 4 rechts 90 Mittelwert 88 Standardabweichung 2,3 Maximalwert 90 Minimalwert 84 Tabelle 3.3. Werte für den m MPTW

m MPTW

0

1

2

3

4

5

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.5. Abweichung der Werte vom Idealwert für den m MPTW

51

3.2.4. m PDFW:

Der in der sagittalen Aufnahme bestimmte posteriore Femorale Slope (m PDFW) betrug

im Mittel 90,3° (Standardabweichung = 2,6°). Dabei wurde maximal ein Wert von 94°

und minimal Werte von 87° ermittelt.

Körperspender: Seite Winkel in ° Körperspender Nr. 1 links 90 Körperspender Nr. 1 rechts 87 Körperspender Nr. 2 links 94 Körperspender Nr. 2 rechts 91 Körperspender Nr. 3 links 89 Körperspender Nr. 3 rechts 93 Körperspender Nr. 4 links 92 Körperspender Nr. 4 rechts 87 Mittelwert 90,3 Standardabweichung 2,6 Maximalwert 94 Minimalwert 87 Tabelle 3.4. Werte für den m PDFW

m PDFW

0

1

2

3

4

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.6. Abweichung der Werte vom Idealwert für den m PDFW

52

3.2.5 m PPTW:

Der in der sagittalen Aufnahme bestimmte posteriore Tibiale Slope (m PPTW) betrug

im Mittel 85° (Standardabweichung = 1,3°). Dabei wurde maximal ein Wert von 87°

und minimal ein Wert von 83° ermittelt.

Körperspender: Seite Winkel in ° Körperspender Nr. 1 links 84 Körperspender Nr. 1 rechts 85 Körperspender Nr. 2 links 83 Körperspender Nr. 2 rechts 87 Körperspender Nr. 3 links 86 Körperspender Nr. 3 rechts 85 Körperspender Nr. 4 links 86 Körperspender Nr. 4 rechts 84 Mittelwert 85 Standardabweichung 1,3 Maximalwert 87 Minimalwert 83 Tabelle 3.5. Werte für den m PPTW

m PPTW

0

1

2

3

4

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.7. Abweichung der Werte vom Idealwert für den m PPTW

53

3.2.6. Rotation der Femurkomponente:

Die Rotation der Femurkomponente betrug im Mittel 1,5° (Standardabweichung =

2,1°). Dabei wurde maximal ein Wert von 5° und minimal von -1° ermittelt.

Körperspender: Seite Rotation in ° Körperspender Nr. 1 links 1 Körperspender Nr. 1 rechts 5 Körperspender Nr. 2 links -1 Körperspender Nr. 2 rechts 4 Körperspender Nr. 3 links 1 Körperspender Nr. 3 rechts 2 Körperspender Nr. 4 links 0 Körperspender Nr. 4 rechts 0 Mittelwert 1,5 Standardabweichung 2,1 Maximalwert 5 Minimalwert -1 Tabelle 3.6. Werte für die Rotation der Femurkomponente

Rotation der Femurkomponente

0

1

2

3

4

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.8. Abweichung der Werte vom Idealwert für die Rotation der Femurkomponente

54

3.2.7. Rotation der Tibiakomponente:

Die Rotation der Tibiakomponente betrug im Mittel -14,9° (Standardabweichung =

1,6°). Dabei wurde maximal ein Wert von -13° und minimal ein Wert von -18°

ermittelt.

Körperspender: Seite Rotation in ° Körperspender Nr. 1 links -14 Körperspender Nr. 1 rechts -15 Körperspender Nr. 2 links -15 Körperspender Nr. 2 rechts -16 Körperspender Nr. 3 links -18 Körperspender Nr. 3 rechts -14 Körperspender Nr. 4 links -13 Körperspender Nr. 4 rechts -14 Mittelwert -14,9 Standardabweichung 1,6 Maximalwert -13 Minimalwert -18 Tabelle 3.7. Werte für die Rotation der Tibiakomponente

Rotation der T ibiakomponente

0

1

2

3

4

5

-6 -5 -4 -3 -2 -1 0 1 2 3 4 5 6

Abweichung in °

Anz

ahl n

Grafik 3.9. Abweichung der Werte vom Idealwert für die Rotation der Tibiakomponente

55

3.2.8. mechanische Beinachse

Für die mechanische Beinachse wurde medial im Mittel ein Wert von 180,6°

(Standardabweichung = 2,6°) erreicht. Dabei wurde maximal ein Wert von 185° und

minimal ein Wert von 176° ermittelt.

Präparatnummer: Seite Achse in ° Abweichung in ° Art d. Abweichung Körperspender Nr. 1 links 180 0 Körperspender Nr. 1 rechts 180 0 Körperspender Nr. 2 links 181 1 Valgus Körperspender Nr. 2 rechts 180 0 Körperspender Nr. 3 links 176 4 Varus Körperspender Nr. 3 rechts 180 0 Körperspender Nr. 4 links 183 3 Valgus Körperspender Nr. 4 rechts 185 5 Valgus Mittelwert 180,6 0,6 Valgus Standardabweichung 2,6 Maximalwert 185 5 Valgus Tabelle 3.8. Werte für die mechanische Beinachse

Bei der Evaluation der Beinachse ergab sich eine Verteilung der Werte von 4° Varus bis

5° Valgus. Im Bereich von 2° Varus bis 2° Valgus-Abweichung befanden sich 62,5%

der Beinachsen. Bei Ausweitung des Toleranzbereiches auf 3° Varus bis 3° Valgus

fanden sich 75% im Referenzbereich.

Varus- / Valgusabweichung

0

1

2

3

4

5

5 4 3 2 1 0 1 2 3 4 5

Varus° Valgus°

Anz

ahl n

Grafik 3.10. Varus-/Valgusabweichung der Werte vom Idealwert für die mechanische Beinachse

56

3.3. Stabilitätsmessung/Stressausübung (weitere Werte siehe Anhang)

3.3.1. Stabilitätsmessung der einzelnen Körperspender


3.3.1.1.1 Körperspender Nr. 1 links

Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich zusammengefasst bei

Körperspender Nr. 1 links eine Änderung der Aufklappbarkeit von +1,38 mm medial

sowie –4,17 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -0,5 -1,95 30° 1,05 -2,4 90° 3,6 -8,15

Mittelwert 1,38 -4,17 Tabelle 3.9. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 links

Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 links

-5-4-3-2-10123

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m

Grafik 3.11. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 links

Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 0° Flexion

um 1,6mm. Bei 30° Flexion des Knies reduzierte sich die Differenz zwischen der

medialen und der lateralen Aufklappbarkeit um 3,45 mm. Eine Verringerung der

Aufklappbarkeit um 2,65 mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst

ergab sich bei dem linken Knie des Körperspenders Nr. 1 eine Verringerung der

Differenz zwischen medialer und lateraler Aufklappbarkeit um 2,57 mm.

57

vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm

0° 1,75 0,15 30° 3,55 0,1 90° 7,2 4,55

Tabelle 3.10. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 1 links

Flexion in mm 0° -1,6 30° -3,45 90° -2,65

0° - 90° Mittelwert -2,57 Tabelle 3.11. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 1 links

Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 1 links

0

1

2

34

5

6

7

8

0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion

Auf

klap

pbar

keit

in m

m

vor Implantation

nach Implantation

Grafik 3.12. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 1 links

58

3.3.1.1.2 Körperspender Nr. 1 rechts Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei Körperspender Nr. 1 rechts

eine Änderung der Aufklappbarkeit von +0,15 mm medial sowie –2,93 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -1,55 -4,15 30° -0,95 -0,75 90° 2,95 -3,9

Mittelwert 0,15 -2,93 Tabelle 3.12. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 rechts

Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 rechts

-4-3

-2-1

01

23

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m

Grafik 3.13. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 1 rechts


um 2,6 mm. Bei 30° Flexion des Knies erhöhte sich die Differenz zwischen medialer

und lateraler Aufklappbarkeit um 0,2 mm. Eine Verringerung der Aufklappbarkeit um

6,85 mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem

rechten Knie des Körperspenders Nr. 1 eine Verringerung der Differenz zwischen

medialer und lateraler Aufklappbarkeit um 3,08 mm.


0° 2,65 0,05 30° 2,15 2,35 90° 12,6 5,75

Tabelle 3.13. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 1 rechts

59

Flexion in mm

0° -2,6 30° 0,2 90° -6,85

0° - 90° Mittelwert -3,08 Tabelle 3.14. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 1 rechts

Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 1 rechts

0

2

4

6

8

10

12

14


Auf

klap

pbar

keit

in m

m

vor Implantation

nach Implantation

Grafik 3.14. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 1 rechts

60

3.3.1.2. Körperspender Nr. 2 3.3.1.2.1 Körperspender Nr. 2 links

Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei Körperspender Nr. 2 links

eine Änderung der Aufklappbarkeit von –1,77 mm medial und –3,4 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -1,5 -3,65 30° -1,75 -3,9 90° -2,05 -2,65

Mittelwert -1,77 -3,4 Tabelle 3.15. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 links


-4-3

-2-1

01

23

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m




und lateraler Aufklappbarkeit um 0,45 mm. Eine Zunahme der Aufklappbarkeit um 0,6

mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem linken

Knie des Körperspenders Nr. 2 eine Erhöhung der Differenz zwischen medialer und

lateraler Aufklappbarkeit um 0,33 mm.


0° 0,55 0,5 30° 0,85 1,3 90° 1,7 2,3


61

Flexion in mm 0° -0,05 30° 0,45 90° 0,6

0° - 90° Mittelwert 0,33 Tabelle 3.17. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 2 links


0

0,5

1

1,5

2

2,5


Auf

klap

pbar

keit

in m

m

vor Implantationnach Implantation

Grafik 3.16. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 2 links

62


eine Änderung der Aufklappbarkeit von –3,1 mm medial und +0,08 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -4,95 -0,5 30° -1,8 0,9 90° -2,55 -0,15

Mittelwert -3,1 0,08 Tabelle 3.18. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 rechts


-4-3

-2-10

1

23

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m




und lateraler Aufklappbarkeit um 2,7 mm. Eine Zunahme der Aufklappbarkeit um 2,4

mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem rechten

Knie des Körperspenders Nr. 2 eine Erhöhung der Differenz zwischen medialer und

lateraler Aufklappbarkeit um 1,29 mm.


0° 2,88 1,65 30° 1,85 4,55 90° 1,35 3,75


63

Flexion in mm

0° -1,23 30° 2,7 90° 2,4

0° - 90° Mittelwert 1,29 Tabelle 3.20. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 2 rechts


0

0,5

1

1,5

2

2,5

3

3,5


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



64

3.3.1.3. Körperspender Nr. 3 3.3.1.3.1 Körperspender Nr. 3 links


eine Änderung der Aufklappbarkeit von +0,28 mm medial und -0,32 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -1,3 -0,7 30° 0,25 1,4 90° 1,9 -1,65



-3

-2

-1

0

1

2

3

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m

Grafik 3.19. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 links Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit erhöhte sich bei 0° Flexion




linken Knie des Körperspenders Nr. 3 eine Verringerung der Differenz zwischen

medialer und lateraler Aufklappbarkeit um 0,07 mm.


0° 1,6 2,2 30° 3,65 4,8 90° 4,15 0,6


65

Flexion in mm 0° 2,2 30° 1,15 90° -3,55



0

1

2

3

4

5

6


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



66


eine Änderung der Aufklappbarkeit von –0,82 mm medial und –0,15 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -1,1 -1,35 30° -3,65 3,1 90° 2,3 -2,2

Mittelwert -0,82 -0,15 Tabelle 3.24. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 rechts


-3

-2

-1

0

1

2

3

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m






rechten Knie des Körperspenders Nr. 3 eine Verringerung der Differenz zwischen der

medialen zur lateralen Aufklappbarkeit von 1,5 mm.


0° 1,8 1,55 30° 3,25 3,5 90° 4,8 0,3


67

Flexion in mm

0° -0,25 30° 0,25 90° -4,5

0° - 90° Mittelwert -1,5 Tabelle 3.26. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 3 rechts


0

1

2

3

4

5

6


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



68


3.3.1.4.1 Körperspender Nr. 4 links


eine Änderung der Aufklappbarkeit von +0,85 mm medial und -1,95 mm lateral.

Flexion medial in mmlateral in mm 0° -1,7 - 30° 2,8 -3,35 90° 1,45 -0,55



-3

-2

-1

0

1

2

3

medial lateral

Auf

klap

pbar

keit

in m

m


Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 30°

Flexion des Knies um 0,35 mm. Eine Verringerung der Aufklappbarkeit um 2 mm war

bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem linken Knie des

Körperspenders Nr. 4 eine Verringerung der Differenz zwischen medialer und lateraler

Aufklappbarkeit um 1,18 mm.


0° - 0,2 30° 3,25 2,9 90° 2,05 0,05


69

Flexion in mm

0° - 30° -0,35 90° -2



0

0,5

1

1,5

2

2,5

3

3,5


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



70

3.3.2. Stabilitätsmessung zusammengefasst 3.3.2.1. 0° Flexion

Vor der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 0°, bei

allen Knien zusammengefasst bei der Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 3,10

mm (Standardabweichung: 1,42 mm) medial und 3,42 mm (Standardabweichung: 1,48

mm) lateral. Die Differenz zwischen der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit betrug

1,95 mm (Standardabweichung: 0,82 mm bzw. 2,7°).

Flexion medial in mm lateral in mm 0° Mittelwert zu 14,91 15,61 0° Standardabweichung zu 2,15 1,5 0° Mittelwert aufgeklappt 18 19,35 0° Standardabweichung aufgeklappt 2,53 1,97 0° MittelwertDifferenz auf-zu 3,1 3,42 0° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 1,42 1,48 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,95 0° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 0,82

Tabelle 3.30. Werte bei 0° Flexion vor Implantation in mm

Nach der Implantation der Knieendoprothese, zeigte sich bei einer Flexion von 0° bei




1,21 mm (Standardabweichung: 1,12 mm).

Flexion medial in mm lateral in mm 0° Mittelwert zu 20,33 20,20 0° Standardabweichung zu 2,48 2,66 0° Mittelwert aufgeklappt 21,57 21,86 0° Standardabweichung aufgeklappt 3,13 2,45 0° MittelwertDifferenz auf-zu 1,08 1,51 0° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 1,27 0,99 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,21 0° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 1,12

Tabelle 3.31. Werte bei 0° Flexion nach Implantation in mm

Bei 0° Flexion ergab sich medial eine Verringerung der Aufklappbarkeit von 2,02 mm.

Lateral wurde eine Verminderung der Aufklappbarkeit von 1,91 mm gemessen.

71

vor Implantation nach Implantation in mm in mm

medial 3,1 1,08 lateral 3,42 1,51

Tabelle 3.32. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 0° Flexion vor und nach der Implantation in mm

in mm medial -2,02 lateral -1,91 Tabelle 3.33. Änderung der Aufklappbarkeit durch die Implantation der Knie-TEP bei 0° Flexion in mm

Mittelwert Differenz auf-zu bei 0° Flexion

00,5

11,5

22,5

33,5

4

medial lateral

Aufklappbarkeit

Auf

klap

pbar

keit

in m

m


Grafik 3.25. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 0° Flexion vor und nach der Implantation in mm

Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich durch die

Implantation der Kniegelenks-Totalendoprothese bei 0° Flexion im Mittel um 0,74 mm.

in mm vor Implantation 1,95 nach Implantation 1,21 Änderung d. Differenz durch Implantation -0,74 Tabelle 3.34. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 0° Flexion in mm

72

Mittelwert Differnz medial-lateral bei 0° Flexion

0

0,5

1

1,5

2

2,5

Differenz d. Aufklappbarkeit

Auf

klap

pbar

keit

in m

m


Grafik 3.26. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 0° Flexion in mm

73

3.3.2.2. 30° Flexion Vor der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 30° bei




2,65 mm (Standardabweichung: 1,18 mm).



Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 30° bei

allen Knien zusammengefasst bei Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 1,65 mm

(Standardabweichung: 1,51 mm) medial und 3,48 mm (Standardabweichung: 1,79 mm)

lateral. Die Differenz zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit betrug 2,81

mm (Standardabweichung: 1,65 mm).



Bei 30° Flexion ergab sich medial eine Verminderung der Aufklappbarkeit von 0,85

mm. Lateral wurde eine Verminderung der Aufklappbarkeit von 0,44 mm gemessen.

74


medial 2,5 1,65 lateral 3,92 3,48


in mm medial -0,85 lateral -0,44 Tabelle 3.38. Änderung der Aufklappbarkeit durch die Implantation der Knie-TEP bei 30° Flexion in mm


00,5

11,5

22,5

33,5

44,5

medial lateral

Aufklappbarkeit

Auf

klap

pbar

keit

in m

m



Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit erhöhte sich durch die

Implantation der Kniegelenks-Totalendoprothese bei 30° Flexion im Mittel um 0,16

mm.

in mm vor Implantation 2,65 nach Implantation 2,81 Änderung d. Differenz durch Implantation 0,16 Tabelle 3.39. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 30° Flexion in mm

75


00,5

11,5

22,5

33,5

4


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



76

3.3.2.3. 90° Flexion Vor der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 90° bei



lateral. Die Differenz zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit betrug 4,84




Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 90° bei



lateral. Die Differenz zwischen der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit betrug 2,83




Bei 90° Flexion ergab sich medial eine Erhöhung der Aufklappbarkeit von 0,67 mm.

Lateral wurde eine Verminderung der Aufklappbarkeit von 1,85 mm gemessen.

77


medial 2,96 3,63 lateral 6,83 4,98


in mm medial 0,67 lateral -1,85 Tabelle 3.43. Änderung der Aufklappbarkeit durch die Implantation der Knie-TEP bei 90° Flexion in mm


012345678

medial lateral

Aufklappbarkeit

Auf

klap

pbar

keit

in m

m



Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich durch die

Implantation der Kniegelenks-Totalendoprothese bei 30° Flexion im Mittel um 2,01

mm.

in mm vor Implantation 4,84 nach Implantation 2,83 Änderung d. Differenz durch Implantation -2,01 Tabelle 3.44. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 90° Flexion in mm

78


00,5

11,5

22,5

33,5

4


Auf

klap

pbar

keit

in m

m



3.3.2.4. Statistischer Vergleich für die mediale und laterale Aufklappbarkeit

Signifikante Unterschiede (Signifikanzniveau p = 0,05) konnten für die Verringerung

der medialen Aufklappbarkeit (p = 0,018) und die laterale Aufklappbarkeit (p = 0,028)

bei 0 Grad Flexion eruiert werden. Weiterhin bestand ein signifikanter Unterschied

(Signifikanzniveau p = 0,05) für die Verringerung der lateralen Aufklappbarkeit (p =

0,018) bei 90° Flexion.

79

4. Diskussion

4.1. Diskussion

In den letzten Jahren hat sich durch die kontinuierliche Verbesserung der Implantate

und der Instrumente der Oberflächenersatz des Kniegelenks zu einer Routineoperation

mit guten Langzeitergebnissen entwickelt. Die navigations- und computerassistierte

Chirurgie gewinnt immer mehr an Stellenwert. Der Gesamtumsatz im Bereich der

Computer assistierten Chirurgie wird für das Jahr 2002 auf über 65 Mio. US-$

geschätzt, mit einer kalkulierten 2,5 fachen Steigerungsrate bis 2007. Der Anteil an

navigationsunterstützten Implantationen liegt weltweit bei etwa 1-2%, in Deutschland

jedoch deutlich höher [88]. Lüring et al. [65] berichteten im Deutschen Ärzteblatt, dass

2002 mit zunehmender Tendenz bereits über 30 Prozent der endoprothetisch tätigen

Kliniken die computerassistierte Knieendoprothetik nutzten. Von 31138 Prothesen

wurden 2002 3914 Knieendoprothesen (13 Prozent) navigationsgestützt implantiert.

Heute wird bei konventioneller Knieprothesenimplantation eine Haltbarkeit von

Implantat und Verankerung von mindestens 10 Jahren in 90% der Fälle erreicht [49].

Wichtige Aspekte bei der Implantation sind die Schmerzbeseitigung, Wiederherstellung

mechanisch korrekter Beinachsen, kapsulärer und ligamentärer Stabilität,

Gewährleistung eines ausreichenden Bewegungsumfanges und dauerhafte Befestigung

der Implantate am Knochen.

Die vorliegende Studie zeigt wie viele andere Studien eine insgesamt länger dauernde

Operationszeit bei navigierter Implantation im Gegensatz zur konventionellen

Implantation ohne Navigationssystem. Diese zusätzlich benötigte Zeit für die navigierte

Implantation resultiert aus den für die Implantation einer Knieprothese unter

Verwendung eines CT-freien Navigationssystems zusätzlich notwendigen Schritte, die

bei der konventionellen Implantation nicht notwendig sind. Zu diesen gehört die Zeit

vom ersten Hautschnitt für das Anbringen der beiden Referenzsterne („Refference

Arrays“) bis zum Ende der Registrierung zur Erstellung des dreidimensionalen

Oberflächenmodells. Insgesamt benötigte die navigationsgestützte Implantation bei der

vorliegenden Studie 15-39 Minuten mit einem Median von ca. 23 Minuten

(Standardabweichung 7 Minuten) mehr Zeit. Perlick et al. [97], die ebenfalls das auch

80

für diese Studie verwendete CT-freie VectorVision®-Navigationssystem verwendeten,

ermittelten eine durchschnittliche Verlängerung der Operationszeit von ca. 17 Minuten.

Verschiedene andere Studien geben eine zusätzlich benötigte Zeit von 15-41 Minuten

mit einem Median von ca. 20 Minuten an [5, 17, 48, 71, 77, 87, 97, 122]. Saragaglia et

al. [109] bezeichneten in einer ihrer Studien diese zusätzliche Operationszeit als “völlig

akzeptabel”. Es ist eine Nutzen- bzw. Risikoabwägung, ob die längere Dauer der

navigationsgestützten Implantation durch eventuell bessere Ergebnisse im Hinblick auf

die Achsausrichtung der Prothese gerechtfertigt ist und gewählt werden sollte.

Windhagen et al. [134] stellten in ihrer Studie das „Navigatorkonzept“ als eine

Möglichkeit die Operationszeiten von navigiert implantierten Knieendoprothesen zu

verkürzen vor. Der Navigatorassistent übernimmt während der Operation die für die

Navigation und Blockausrichtung notwendigen Schritte, während sich der Operateur auf

die eigentlichen chirurgischen Schritte konzentriert. In der Studie wurden einige

Prothesen nach dem Navigatorkonzept navigationsgestützt, einige ohne

Navigatorkonzept navigationsgestützt und die dritte Gruppe konventionell implantiert.

Beim Vergleich der benötigten Operationszeiten zeigte sich, dass die konventionelle

Gruppe und die navigatorkonzeptierte Gruppe ähnliche Zeiten aufwiesen. Die navigierte

Operationsgruppe ohne Navigatorkonzept benötigte die längste Operationszeit. Die

Studie von Windhagen et al. zeigt, dass Konzepte mit Verwendung eines

Navigatorassistenten zu einer Verkürzung der navigationsgestützten Operationszeiten

führen. Das beschriebene oder andere Navigatorkonzepte könnten in der Zukunft durch

die verkürzten Operationszeiten zu einer Kostenreduktion der Implantationen beitragen.

Insgesamt zeigte sich bei der Datenerhebung für diese Studie bei Betrachtung der

benötigten Zeit für die einzelnen Implantationen eine bereits von mehreren Autoren

beschriebene Lernkurve. Vor allem bei isolierter Betrachtung der für die Navigation

benötigten Zeit fällt bei beiden Operateuren eine Abnahme der Operationsdauer mit

zunehmender Anzahl durchgeführter Navigationen auf. Diese schnell zu erkennende

Lernkurve zeigt, dass bei guter Einarbeitung durch einen Navigationssystemerfahrenden

dank der unkomplizierten, teilweise selbsterklärenden Technik sehr schnell akzeptable

Ergebnisse im Hinblick auf die Dauer und die postoperativen Ergebnisse erzielt werden

können.

81

Neben dem Prothesendesign, der Prothesenverankerung und den patientenspezifischen

Faktoren kommt dem Alignment der Extremität, also der möglichst korrekten

Achsausrichtung der Prothese, eine zentrale Bedeutung für die Standzeit und gute

Langzeitergebnisse zu [4, 12, 25, 40, 104, 107, 124]. Jeffery et al. [40] ermittelten eine

Lockerungsrate von 3% bei einer Achsabweichung der mechanischen Beinachse

innerhalb von ±3° Varus/Valgus. Demgegenüber fand sich bei einer Varus-

/Valgusabweichung der mechanischen Beinachse >3° eine Lockerungsrate von 24%.

Auch andere Studien konnten den direkten Zusammenhang zwischen der achsgenauen

Implantation der Prothese und der Standzeit nachweisen [104, 107], so dass der

optimale Implantationsrahmen auf eine Achsgenauigkeit von ± 3 Grad Abweichung von

der mechanischen Beinachse festgelegt wurde. Viele bislang publizierte Studien, die

zumeist die Ergebnisse von konventionell implantierten Knieendoprothesen mit denen

von navigationsgestützt implantierten verglichen, zeigten übereinstimmend eine

Verbesserung der Achsausrichtung oder zumindest eine Verminderung der Streubreite

der Werte durch die Navigation [39, 41, 109, 110]. Auf einige weitere Studien wird im

Folgenden näher eingegangen werden.

Zur besseren Einordnung der in der vorliegenden Studie ermittelten Werte soll im

Folgenden eine Studie von Clemens et al. [16] herangezogen werden. Die Studie war

eine Multicenter-Studie und umfasste die Ergebnisse von fünf knieendoprothetisch

erfahrenen Zentren. Im Zeitraum von 1999 bis 2001 wurden 821 Patienten untersucht.

Bei 266 der 821 Patienten erfolgte eine Knieprothesenversorgung auf die

konventionelle Art. Die restlichen 555 Patienten wurden mit dem CT-freien OrthoPilot®

Navigationssystem operiert. Clemens et al. berichteten in dieser Studie unter anderem

über postoperative Ergebnisse der konventionellen und der navigierten Gruppe. Für den

Vergleich der Daten wurden die Bereiche für sehr gute, gute und unbefriedigende

Ergebnisse unter Berücksichtigung der Vorgaben aus der Literatur neu definiert (siehe

Tabelle 4.1.).

Bewertung mechanische Beinachse m MDFW m PDFW m MPTW m PPTW sehr gut 0 - 3° 0 - 2° 0 - 2° 0 - 2° 0 - 2° gut 4 - 5° 3 - 4° 3 - 4° 3 - 4° 3 - 4° unbefriedigend > 5° > 4° > 4° > 4° > 4° Tabelle 4.1. Bewertung der Achsabweichung vom Idealwert für die verschiedenen Winkel nach Clemens et al. [16]

82

Wendet man die oben genannten Bewertungskriterien auf die vorliegende Studie an, so

liegen bei Körperspender Nr. 1 links, Nr. 2 links und Nr. 3 links drei Winkel im sehr

guten sowie zwei im guten Bereich. Bei Körperspender Nr. 1 links sowie Nr. 4 rechts

liegen postoperativ zwei Winkel im sehr guten sowie drei im guten Bewertungsbereich.

Postoperativ lagen bei Körperspender Nr. 3 rechts sowie Nr. 4 links vier Winkel im sehr

guten und einer im guten Bereich. Das beste Ergebnis wurde bei Körperspender Nr. 2

rechts erzielt. Hier lagen alle Winkel im sehr guten Bereich.

Seite mechanische Beinachse m MDFW m MPTW m PDFW m PPTW Körperspender Nr. 1 links sehr gut gut gut sehr gut sehr gut Körperspender Nr. 1 rechts sehr gut gut gut gut sehr gut Körperspender Nr. 2 links sehr gut sehr gut sehr gut gut gut Körperspender Nr. 2 rechts sehr gut sehr gut sehr gut sehr gut sehr gut Körperspender Nr. 3 links Gut sehr gut gut sehr gut sehr gut Körperspender Nr. 3 rechts sehr gut sehr gut sehr gut gut sehr gut Körperspender Nr. 4 links sehr gut sehr gut gut sehr gut sehr gut Körperspender Nr. 4 rechts Gut sehr gut gut gut sehr gut Tabelle 4.3. Bewertung der Achsabweichungen der vorliegenden Studie vom Idealwert aufgeteilt nach Körperspendern anhand der Studie von Clemens et al. [16]

Aufgeteilt nach Winkeln liegen 65% (insgesamt 26) der Achsen bzw. Winkel im sehr

guten Bereich, 35% (insgesamt 14) im guten und keiner im unbefriedigenden Bereich

(siehe Tabelle 4.4.). Bei Betrachtung der mechanischen Beinachse sowie des m MDFW

wurde jeweils in 75% der Fälle ein sehr gutes Ergebnis und für die restlichen 25% ein

gutes Ergebnis erreicht. Hingegen wurde beim m PDFW nur in 50% ein sehr gutes und

in 50% ein gutes Resultat erzielt. Das von der Bewertung her schlechteste Ergebnis

wurde beim m MPTW erreicht. Hier wurde nur in 37,5% der Fälle ein sehr gutes und in

62,5% ein gutes Ergebnis erzielt. Das beste Ergebnis wurde beim m PPTW erzielt. Hier

lagen 87,5% der Fälle im sehr guten und die restlichen 12,5% im guten Bereich.

Bewertung mech. Beinachse m MDFW m PDFW m MPTW m PPTW Summe sehr gut 75% 75% 50% 37,50% 87,50% 65% gut 25% 25% 50% 62,50% 12,50% 35% unbefriedigend 0% 0% 0% 0% 0% 0% Tabelle 4.4. Bewertung der Achsabweichungen der vorliegenden Studie vom Idealwert aufgeteilt nach einzelnen Winkeln anhand der Studie von Clemens et al. [16]

In der Studie von Clemens et al. erreichten 85% der navigierten und 75% der

konventionell implantierten Achsen bzw. Winkel ein sehr gutes Ergebnis. Ein gutes

83

Resultat wurde bei 10% der Winkel aus der navigierten und bei 18% aus der

konventionellen Gruppe ermittelt. Ein unbefriedigendes Ergebnis wurde bei 5% der

Winkel aus der navigierten und bei 7% aus der konventionellen Gruppe festgestellt.

Insgesamt ist in der Studie von Clemens et al. festzustellen, dass die Navigationstechnik

eine statistisch signifikant bessere Ausrichtung der Knieendoprothesenkomponenten

gegenüber der manuellen Technik ermöglicht.

Die von Clemens et al. und die in der vorliegenden Studie ermittelten Werte der

Achsabweichungen zeigen eine Tendenz zur Verlagerung der postoperativen Winkel, in

den sehr guten bis guten Bereich. Zusammenfassend wurde bei der vorliegenden Studie

ein akzeptables Ergebnis erreicht, da keine der Achsen bzw. Winkel im

unbefriedigenden Bereich liegt.

Über mit der vorliegenden Studie vergleichbare Ergebnisse berichteten außerdem

Sparmann et al. [119]. Bei dieser prospektiv-randomisierten Studie wurden mit einem

CT-freien Stryker Howmedica© Navigationssystem 240 Patienten operiert, von denen

120 mit einem Navigationssystem und 120 weitere auf konventionelle Weise, operiert

wurden. Bei der postoperativen Nachuntersuchung wurden die mechanische Beinachse

sowie die femorale und tibiale Achse frontal und sagittal radiologisch erfasst. Die

postoperativ ermittelten Winkel der navigierten Gruppe: m MDFW, m PDFW, m

MPTW und m PPTW befanden sich fast alle (96%) in einem sehr guten

Toleranzbereich von < 2°. Alle mechanischen Beinachsen der navigiert implantierten

Knieprothesen befanden sich in einem Toleranzbereich < 3°. Bei der Ermittlung des m

PDFW ergab sich die in der Studie von Sparmann et al. höchste Abweichung (5°).

Außerdem waren die Abweichungen der einzelnen Winkel in der navigierten

Studiengruppe signifikant geringer als in der konventionell implantierten

Kontrollgruppe.

Mielke et al. [77] berichteten über eine Studie mit dem OrthoPilot-Navigationssystem

der Firma Aesculap. 60 der mit dem OrthoPilot-Navigationssystem operierten Fälle

wurden klinisch nachuntersucht. 30 der ersten Patienten wurden mit einer

vergleichbaren konventionell operierten Gruppe verglichen. In dieser Studie wurde

ebenfalls die mechanische Beinachse sowie die femorale und tibiale Achse frontal und

84

sagittal radiologisch analysiert. Bei der postoperativen Analyse zeigte sich in der

navigierten Gruppe für die ermittelten Winkel: m MDFW, m PDFW, m MPTW und m

PPTW ein tendenziell ähnliches Ergebnis wie bei Sparmann et al. und in der

vorliegenden Studie, da viele Winkel (83%) in einem sehr guten Toleranzbereich von <

2° lagen. Insgesamt lagen 73% der mechanischen Beinachsen in der navigierten Gruppe

im Toleranzbereich von < 3°. Wie bei Sparmann et al. zeigte sich auch bei Mielke et al.

die größte Abweichung beim m PDFW (8°). Im Unterschied zur Studie von Sparmann

et al. zeigte sich bei Mielke et al. lediglich für die Winkel m MPTW und m PPTW eine

statistisch signifikant geringere Abweichung in der navigierten Gruppe. Bei der Analyse

der anderen Winkel zeigt sich lediglich eine Tendenz zu besseren Ergebnissen in der

navigiert implantierten Gruppe. Beim m MDFW zeigt sich sogar ein tendenziell

besseres Ergebnis in der konventionell implantierten Studiengruppe.

Perlick et al. sowie Oberst et al. haben bisher mehrere Studien über die navigierte

Implantation von Knieendoprothesen mit dem auch für diese Studie verwendeten

Vector-Vision® Navigationssystem publiziert. Diese Studien sind nachfolgend trotz der

teilweise geringen Fallzahl aufgeführt, da dies zu dem Zeitpunkt der Veröffentlichung

dieser Studie die einzigen Studien waren, die über die Implantation mit dem Vector-

Vision® Navigationssystem berichteten.

Oberst et al. [88] berichteten über ihre Ergebnisse nach CT-Analysen der Beinachsen

nach konventioneller und navigierter Knieendoprothesenimplantation. Es wurden

jeweils 12 Prothesen navigiert sowie konventionell implantiert. In ihrer Studie

untersuchten Oberst et al. unter anderem die postoperative Varus- bzw.

Valgusabweichung von der mechanischen Beinachse. Im Gegensatz zur Kontrollgruppe

lagen alle navigiert implantierten Fälle im Toleranzbereich mit einer Abweichung von

≤3°. Mit ihren Studienergebnissen konnten Oberst et al. zeigen, dass mit der Navigation

eine geringere Streubreite in der Achsausrichtung der mechanischen Achse in der

Frontalebene zu erzielen ist

Perlick et al. berichteten unter anderem in zwei Studien [96, 97] über ihre Ergebnisse

mit der von ihnen seit 2002 verwendeten CT-freien VectorVision-

85

Navigationssystemeinheit. Eine erste, 2002 veröffentlichte Studie [96] umfasste 15

navigiert gegenüber 25 konventionell implantierte Fälle. Hier zeigte sich ebenfalls eine

Tendenz zu höherer Präzision in der navigationsgestützt implantierten Gruppe. Im

Bereich von 3° Varus bis 3° Valgus fanden sich 93% der navigerten Fälle und 72% der

konventionell implantierten Fälle.

In einer 2004 veröffentlichten Studie [97] berichteten Perlick et al. über ihre Ergebnisse

der navigierten Implantation von 40 Knieprothesen bei sekundärer Gonarthrose des RA-

Patienten im Vergleich zur konventionellen Implantationstechnik (ebenfalls 40

Implantationen). Wie in anderen bisher genannten Studien (s.o.) zeigte sich auch in

dieser Studie neben einer geringen Verbesserung der Achsausrichtung hauptsächlich

lediglich eine Verminderung der Streubreite der Werte durch die Navigation. Perlick et

al. konnten nur bei der Ermittlung der mechanischen Beinachse sowie beim m MDFW

eine signifikant geringere Abweichung in der navigierten Studiengruppe nachweisen.

Bei der Ermittlung des m MPTW, a PDFW und a PPTW zeigten sich keine

signifikanten Unterschiede zwischen der navigiert und konventionell implantierten

Studiengruppe.

Die vorliegende Studie ergibt bei der Evaluation der Beinachse eine Verteilung der

Werte für die navigierte Implantation von 4° Varus bis 5° Valgus. Im Toleranzbereich

von 3° Varus bis 3° Valgus befinden sich 75% der Fälle. Der Wertebereich stimmt

ungefähr mit dem Wertebereich von Sparmann et al. [119], Mielke et al. [77], Perlick et

al. [96, 97] und Oberst et al. [88] überein. Jedoch ist der prozentuale Anteil der im

Toleranzbereich von ≤3° liegenden navigierten Fälle bei der vorliegenden Studie

geringer. Dies ist wahrscheinlich auf die geringe Fallzahl dieser Studie zurückzuführen.

Wünschenswert wäre es, evtl. eine weitere Studie mit ähnlicher Fragestellung und einer

höheren Fallzahl durchzuführen.

Bei der Betrachtung des mechanischen Femurwinkels in der Frontalebene (m MDFW)

liegen bei der vorliegenden Studie 75% der Fälle in einem Toleranzbereich mit einer

Abweichung von ≤2°. Es ergab sich insgesamt eine Streuung der Werte von –3° bis 2°.

Sparmann et al. und Mielke et al. berichten, dass insgesamt 87,9% der navigierten Fälle

86

und 69,3% der konventionellen Fälle in dem oben genannten Toleranzbereich mit einer

Abweichung ≤2° liegen.

Im Toleranzbereich mit einer Abweichung ≤2° liegen in der vorliegenden Studie bei

Betrachtung des posterioren distalen Femurwinkels (m PDFW) 50% der Fälle. Die

Werte streuen von –3° bis 4°. In der navigierten Gruppe der Studien von Sparmann et

al. und Mielke et al. lagen insgesamt 89,3% der Fälle in diesem Toleranzbereich. In der

konventionell implantierten Gruppe lagen dagegen insgesamt nur 56% der Fälle in dem

Toleranzbereich. Die Werte der navigierten Gruppe streuen in den beiden oben

genannten Studien von –8° bis 5°. Die konventionell implantierte Gruppe dagegen

streut von –10° bis 5°. Wie in diesen beiden Studien fällt auch in der vorliegenden

Studie bei dem mechanischen posterioren distalen Femurwinkel (m PDFW) sowohl in

der navigierten Gruppe wie auch in der konventionell implantierten Gruppe die breiteste

Streuung der Werte im Vergleich zu den anderen gemessenen Winkel auf.

Im Gegensatz zu Sparmann et al. und Mielke et al. lagen bei der vorliegenden Studie bei

der Ermittlung des mechanischen medialen proximalen Tibiawinkels (m MPTW) nur

37,5% der Fälle im Toleranzbereich mit einer Abweichung von ≤2°. Bei den beiden

oben genannten Studien lagen insgesamt 94,5% der navigierten Gruppe sowie 84,7%

der Fälle der Kontrollgruppe im Toleranzbereich ≤2°.

In der Sagittalebene lagen bei Betrachtung der tibialen Komponente (m PPTW) in der

vorliegenden Studie 87,5% der Fälle im Toleranzbereich mit einer Abweichung ≤2°.

Sparmann et al. und Mielke et al. berichten von insgesamt 99,3% der navigierten und

91,3% der konventionellen Fälle in diesem Bereich.

Insgesamt zeigt sich beim Vergleich der Ergebnisse der vorliegenden Studie mit denen

von Sparmann et al. [119], Mielke et al. [77], Perlick et al. [96, 97] und Oberst et al.

[88] eine Tendenz zur geringeren Abweichung in den navigierten Gruppen.

87

Eine besondere Bedeutung bei der Implantation einer Knieendoprothese kommt dem

anterioren, posterioren und dem schrägen Sägeschnitt des Femurs zu, da diese die

Größe und Passgenauigkeit sowie die Rotation der Femurkomponente in der

Transversalebene bestimmen [50]. Die Wichtigkeit der achsgerechten Rotationsposition

der Femurkomponente wird in der Literatur übereinstimmend betont [47, 90, 91]. Kohn

et al. [50] berichteten in ihrer Studie über die Beeinflussung der patellofemoralen

Kinematik, der femorotibialen Kinematik und der Stabilität des Kniegelenks durch die

Rotationsposition der Femurkomponente. Sie beschrieben, dass durch eine

Innenrotationsfehlstellung der Femurkomponente das laterale Retinakulum angespannt

wird, was zu Subluxations- oder Luxationstendenzen der Patella führt. Außerdem

kommt es durch eine zur Tibiakomponente relative Fehlrotation der Femurkomponente

zu einer verstärkten Scherbelastung der PE-Einlage der Tibiakomponente mit

verstärktem Abrieb. Je nach Richtung der Fehlrotation der femoralen

Prothesenkomponente resultiert bei Gelenkbeugung eine Varus- bzw.

Valgusfehlstellung des Gelenkes, da die inkorrekte Rotationsausrichtung der

Femurkomponente zu einem asymmetrischen Beugespalt führt. Die Bestimmung der

korrekten Rotationsausrichtung vor allem der Femurprothesenkomponente ist bis heute

noch nicht eindeutig geklärt [88]. In der Literatur werden 4 verschiedene Methoden zur

korrekten Rotationsausrichtung der femoralen Komponente beschrieben. Zum einen soll

durch eine Außenrotation von 3° in Relation zur Tangente an die dorsalen

Femurkondylen eine achsgerechte Ausrichtung möglich sein [59]. Berger et al.

berichteten über die Möglichkeit der Ausrichtung parallel zur transepikondylären Linie

[7]. Whiteside et al. schlugen eine Ausrichtung parallel zur Whiteside-Linie vor [133].

Als letzte Möglichkeit wird in der Literatur die Erzeugung eines symmetrischen

Beugespaltes durch senkrechte Ausrichtung zur Tragachse der Tibia genannt [120].

Olcott et al. [89, 90, 91] gaben in ihrer Studie die Ausrichtung anhand der

transepikondylären Achse als die beste Möglichkeit mit den zufriedenstellensten

Resultaten an. Durch diese Methode konnte in 90% der Fälle eine Symmetrie von

Beuge- und Streckspalt mit einer Differenz < 3° erzielt werden. Auch Kohn et al. [50]

ermittelten bei Ausrichtung anhand der transepikondylären Achse die besten

Ergebnisse. Sie merkten allerdings genauso wie Olcott et al. an, dass jeder Operateur

individuell entscheiden sollte, was für ein Resultat er anstrebt und so entsprechend die

88

geeignete Methode anwenden sollte. Die Wichtigkeit der korrekten Rotationsposition

der Femurkomponenten unterstrichen Berger et al. [6] mit ihrer Studie, indem sie unter

anderem eine direkt proportionale Beziehung zwischen der Innenrotationsfehlstellung

der Femurkomponente mit der Schwere der patellofemoralen Komplikationen

herausstellten. So sollen Patienten mit einer Abweichung von 1° bis 4° Innenrotation

vor allem über leichte Beschwerden der patellofemoralen Kinematik wie Abkippen und

falsches Gleiten der Patella sowie über Schmerzen im Kniegelenk berichten. Bei einer

Innenrotationsabweichung von 3° bis 8° beobachteten Berger et al. eine erhöhte

Subluxationstendenz der Patella. Bei einer extremen Innenrotation von 7° bis 17° vom

Idealwert koreliierte dies mit einer erhöhten früh auftretenden Luxationstendenz der

Patella sowie mit späteren Versagen von Patellaprothesen. In der vorliegenden Studie

weisen 25% (insgesamt 2) der Femurkomponenten eine Abweichung von 0° vom

Idealwert auf. In dem von Berger et al. genannten Bereich von 1° bis 4°

Innenrotationsabweichung liegen 50% (insgesamt 4) der Fälle. Im Bereich von 3° bis

8° Innenrotationsabweichung liegen 25% (insgesamt 2) der Fälle. In einem Fall wurde

in der vorliegenden Studie eine Abweichung von 1° Außenrotation beobachtet. Berger

et al. geben an, dass bereits eine Abweichung von 1° zu postoperativen Komplikationen

führen kann. Die in der vorliegenden Studie ermittelten Werte liegen hauptsächlich in

einem engen Wertebereich von 3° Innenrotation bis zu 1° Außenrotation mit einem

Ausreißer bei 5° Innenrotation. Bei allen der von Berger et al. zur Studie

herangezogenen Patienten handelte es sich um Revisionseingriffe nach erfolgter

Knieprothesenimplantation. Alle Patienten hatten zum Zeitpunkt der Datenerhebung

präoperativ irgendwelche patellofemoralen Probleme. Die Autoren hinterfragten selbst,

ob alle Patienten mit einer Innenrotationsfehlstellung der femoralen Komponente

aufgrund dieser patellofemorale Komplikationen entwickelt haben und ob man im

Umkehrschluss sagen kann, dass alle Patienten die postoperativ nach

Knieendoprothesenversorgung über patellofemorale Probleme klagen auf jeden Fall

eine Innenrotationsfehlstellung der Femurkomponente haben. Es ist also fraglich, ob

alle Fälle in der vorliegenden Studie mit einer Abweichung bereits ab 1° postoperativ

über patellofemorale Probleme klagen würden. Die vorliegende Studie zeigt tendenziell

den Zusammenhang zwischen inkorrekter Rotationsausrichtung der Femurkomponente

und daraus resultierender Instabilität des Kniegelenkes. Bei Körperspender Nr. 2 links

89

könnte die postoperative Zunahme der Aufklappbarkeit des Kniegelenks auf eine

Fehlrotation der Femurkomponente zurückzuführen sein. Die Femurkomponente weicht

um 2,5° Innenrotation von dem Idealwert ab. Bei der postoperativen Stabilitätsmessung

zeigte sich eine geringe Zunahme der Differenz zwischen medialer und lateraler

Aufklappbarkeit bei 30° und 90° Flexion. Eine weitere prospektive Studie, die gezielt

den Zusammenhang zwischen Rotationsfehlstellung der femoralen Komponente und

damit verbundene charakteristische postoperative Probleme untersucht, wäre

erwünschenswert. Die bereits oben erwähnte Studie von Oberst et al. [88] zeigte, dass

zwischen konventioneller und navigierter Operationstechnik kein Unterschied in der

Exaktheit der Rotationsausrichtung der Femukoponente festgestellt werden konnte.

Siston et al. [116] kamen zu einem ähnlichen Ergebnis. Sie verglichen die

Rotationspositionen der Femurkomponenten nach navigationsgestützter Implantation

mit vier verschiedenen konventionellen Operationsverfahren, die sich durch die Art der

intraoperativen Ausrichtung der femoralen Prothesenkomonenten unterschieden. Alle

fünf Techniken führten in ihrer Studie zu ähnlichen Außenrotationsabweichungen der

Prothesenkomponenten. Es stellte sich keine verwendete Methode als

überdurchschnittlich gut gegenüber den anderen heraus. Anzumerken ist, dass in der

Studie von Siston et al. hauptsächlich Navigationssystem unerfahrene Operateure

teilgenommen haben. Zukünftig könnten weitere Studien, die unterschiedliche

Ausrichtungen der fermoralen Prothesenkomponenten navigationsgestützt sowie

konventionell implantiert untersuchen, Aufschluss über die beste Implantationstechnik

geben.

Genauso wie der Rotation der Femurkomponente kommt der Rotationsausrichtung der

Tibiakomponente eine große Bedeutung zu. Die Rotationsausrichtung wirkt sich auf die

patellofemorale Kinematik, die femorotibiale Kinematik, die Stellung des

Sprunggelenkes und des Fußes zum Kniegelenk sowie auf die Abdeckung der

Tibiaresektionsfläche durch das Implantat aus [50]. Eine Innen- bzw.

Außenrotationsfehlstellung der Tibiakomponente beeinträchtigt die patellofemorale

Kinematik, da diese zu einer Lateralisierung der Tuberositas tibiae und so zu einer

Subluxations- oder Luxationstendenz der Patella führt [50]. Die femorotibiale

90

Kinematik kann durch eine falsche Rotationsposition der Tibiakomponente beeinflusst

werden, indem aus einer relativen Fehlrotation der Femurkomponente zur

Tibiakomponente eine verstärkte Scherbelastung der PE-Einlage der Tibiakomponente

mit verstärktem Abrieb resultiert [50]. Außerdem führt eine Innenrotaion der

Tibiakomponente zu einer verstärkten Außendrehstellung des Fußes [50]. Ein Vorteil

kann eine entsprechende Rotation der tibialen Prothesenkomponente liefern, wenn diese

unter Vermeidung von Überständen durch entsprechende Rotation die Abdeckung der

Tibiaresektionsfläche verbessert [50]. Eine möglichst genaue Knochenabdeckung durch

das Implantat ist wichtig für die Lastübertragung und damit für die Lebensdauer der

Prothese [50]. Die Größe der Tibiakomponente muss vom Operateur also so gewählt

werden, dass eine bestmögliche Abdeckung der Resektionsfläche erreicht wird. Ein

medialer Überstand kann zu einer Reizung des Pes anerinus führen. Ein dorsolateraler

Überstand führt möglicherweise zu einer Irritation der Popliteussehne. Westrich et al.

[131] berichteten, dass die maximal erreichbare Abdeckung der Tibiaresektionsfläche

bei etwa 85% liegt. Die Abdeckung der Tibia kann durch das in der vorliegenden Studie

verwendete Navigationssystem verbessert werden. So ist es möglich bereits am Monitor

mithilfe des errechneten 3D-Oberflächenmodells eine exakte Ausrichtung der

Tibiakomponente einzustellen und die optimale Prothesengröße auszuwählen. Hier

bietet das verwendete Vector-Vision®-Navigationssystem als sog. „offenes System“

unter anderem den Vorteil, dass mit diesem System Knieprothesen unterschiedlicher

Hersteller implantiert werden können. So kann präoperativ bzw. intraoperativ die den

individuellen Gegebenheiten am besten angepasste Prothese ausgesucht und mit dem

Navigationssystem implantiert werden. Dies ist mit einigen Navigationssystemen

anderer Hersteller nicht immer möglich, mit denen teilweise lediglich Prothesen eines

Herstellers (sog. „geschlossene Systeme“) implantiert werden können. Zur exakten

Rotationsausrichtung kann sich der Operateur wie beim Femur auch an der Tibia an

unterschiedlichen anatomischen Landmarken orientieren. Kohn et al. [50] berichteten

über diese verschiedenen Methoden. Jede Methode hat die Verbesserung eines

Funktionsparameters allerdings zu Lasten eines anderen Parameters zur Folge. Eine

Ausrichtung der Rotation auf das mediale Drittel der Tuberositas tibiae hin führt zu

einer Verbesserung der femorotibialen Kinematik. Die Ausrichtung anhand der

posterioren Tangente an dem Tibiakopf oder anhand der transversalen Tibiakopfachse

91

führt zu einer Optimierung der Tibiaplateauabdeckung. Eine Orientierung am 2.

Mittelfußstrahl optimiert die Fußstellung. Die femorotibiale Kinematik wird durch die

ROM-Methode (Range-of-motion-Methode) verbessert. Bei dieser Methode wird das

Tibiaprobeplateau so fixiert, dass es frei rotieren kann. Nach der Implantation aller

Komponenten wird das Knie passiv durchbewegt, so dass sich das Tibiaplateu

„selbstständig“ die optimale Rotationsstellung sucht. Keine dieser Methoden hat sich

bisher als optimal erwiesen. Daher favorisieren Kohn et al. [50] eine Kombination aus

mehreren Methoden. Die einigste Studie, die bisher die Rotationsposition der tibialen

Komponente bei navigationsgestützter sowie konventioneller Implantation vergleichend

analysiert hat, ist die bereits oben erwähnte Studie von Oberst et al. [88], die allerdings

keinerlei Unterschied zwischen den beiden Gruppen feststellen konnten. Bei der

vorliegenden Studie ergab sich mit einer mittleren postoperativen Abweichung von 1,1°

von dem Idealwert ein sehr gutes Ergebnis für die Rotation der Tibiakomponente.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass der Rotationsausrichtung der femoralen und

der tibialen Komponente eine sehr große Bedeutung zukommt. Die Ausmaße einer

Fehlrotation der Komponenten kann bisher nicht mit aller Sicherheit beurteilt werden,

da die derzeitige Datenlage dies vor allem für die navigationsgestützte Implantation

nicht zulässt. Daher ist eine Einordnung der in dieser Studie ermittelten Ergebnisse für

die Rotation der Prothesenkomponenten schwierig. Wünschenswert wäre eine Studie,

die sich neben den anderen Winkeln wie z.B. der mechanischen Beinachse auch auf die

Rotationsposition der einzelnen Komponenten bezieht und die Patienten prospektiv

begleitet und analysiert. Nur so kann endgültig gesagt werden, was für einen

Stellenwert die Rotationsausrichtung der Prothesenkomponenten im Hinblick auf die

postoperativen Ergebnisse hat. Fraglich ist auch, ob es keinen signifikanten Unterschied

(bei Ermittlung der Rotation der Prothesenkomponenten) zwischen konventionell und

navigiert implantierter Prothesenkomponente gibt, wie es z.B. Oberst et al. [88]

beschrieben, da bei nahezu allen anderen Winkeln durch die navigierte Implantation

eine geringere Achsabweichung bzw. Verminderung der Streubreite der Werte

beobachtet werden kann.

92

Neben der Einhaltung und Wiederherstellung der Winkelverhältnisse der unteren

Extremität, ist die Weichteilbalancierung sehr wichtig, um eine korrekte Ausrichtung

des Gelenkes zu erzielen. Buechel [9] beschrieb die Weichteilbalancierung sogar als die

„Kunst“ der Knieendoprothetik. Er wies darauf hin, dass um eine stabile Funktion des

Kniegelenks zu erreichen, ohne Balancierung der Kollateralbänder, ein noch so exakter

Knochenschnitt nicht ausreicht, um akzeptable Ergebnisse zu erhalten. Zur Erzeugung

eines sowohl in Streckung als auch in 90° Flexion einheitlichen Gelenkspaltes müssen

die kollateralen Bänder die gleiche Spannung aufweisen. Nur so ist es möglich eine

Kraftüberladung der Prothese auf der medialen bzw. lateralen Seite zu vermeiden [56].

Wasielewski et al. [129] zeigten in einer Studie, dass eine erhöhte Bandspannung mit

einem erhöhten Polyethylenabrieb einherging. Sie fanden außerdem heraus, dass sogar

postoperativ achsgerechte Beine ein Genu varum mit einem erhöhten medialen Abrieb

entwickelten, wenn primär eine erhöhte mediale Bandspannung vorlag.

Bei Belasten der Bänder wie in der vorliegenden Studie durch manuelle Varus-

/Valgusdehnung des Knies kann das verwendete Navigationssystem unter anderem die

mediale und laterale Gelenkspaltdistanz angeben. Diese Information ist eine große Hilfe

für den Operateur, der so in Echtzeit sehr präzise Informationen über das notwendige

Ausmaß der Manipulation an den Bändern bekommt. Bisher gibt es keine eindeutige

Definition, wann ein Knie „zu straff“ bzw. „zu locker“ ist. Einigkeit herrscht bisher nur

darüber, dass der Bandapparat weder zu locker noch zu straff sein darf. So kommt der

Weichteilchirurgie eine sehr wichtige Rolle zu [42]. Das Knie sollte passiv unter

Eigenschwere problemlos die freie Streckung erreichen, ohne wesentlich überstreckbar

zu sein [50]. In einer Studie von Whiteside [132] beschrieb dieser eine mediale

Aufklappbarkeit von mehr als 2 mm und eine laterale Aufklappbarkeit von mehr als 3

mm bei gestrecktem Knie als „zu locker“. Ein mediales Aufklappen von weniger als 1

mm medial oder lateral ist laut Whiteside „zu straff“. In 90° Beugung definiert er ein

mediales Aufklappen von mehr als 4 mm und lateral von mehr als 5 mm als „zu locker“

und ein mediales oder laterales Aufklappen von weniger als 2 mm als „zu straff“.

Aufgrund der großen Bedeutung der Weichteilbalancierung war ein Ziel der

vorliegenden Studie, die mediale und laterale Aufklappbarkeit des Kniegelenkes und

93

damit der Stabilität vor und nach navigationsgestützer Implantation einer Kniegelenks-

Totalendoprothese unter Verwendung des CT-freien VectorVision-

Navigationssystems zu untersuchen. Entscheidend für die Beurteilung der

postoperativen Ergebnisse ist vor allem das Ausmaß der medialen sowie lateralen

Aufklappbarkeit vor und nach Implantation der Knieprothese. Außerdem ist der

Unterschied zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit interessant, weil sich

so beurteilen lässt, ob z.B. Streckspalt und Beugespalt symmetrisch und gleich weit

sind. Ist der Beugespalt deutlich weiter als der Streckspalt, so resultiert daraus sehr

wahrscheinlich in Abhängigkeit von der Implantatdicke eine Instabilität des

Kniegelenkes in Beugung [50].

Wie die vorliegende Studie zeigt, ist es möglich bei navigationsgestützter

Weichteilbalancierung im Mittel eine Verringerung der Aufklappbarkeit des

Kniegelenkes zu erreichen. So wurde bei allen Implantationen zusammengefasst im

Mittel eine Verringerung der medialen Aufklappbarkeit um 0,73 mm sowie der lateralen

Aufklappbarkeit um 1,39 mm erreicht. Signifikante Unterschiede (Signifikanzniveau p

= 0,05) konnten für die Verringerung der medialen Aufklappbarkeit (p = 0,018) und die

laterale Aufklappbarkeit (p = 0,028) bei 0 Grad Flexion eruiert werden. Weiterhin

bestand ein signifikanter Unterschied (Signifikanzniveau p = 0,05) für die Verringerung

der lateralen Aufklappbarkeit (p = 0,018) bei 90°.

Die Differenz zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit konnte in 0° und

90° Flexion, nicht aber in 30° Flexion verringert werden. Im Mittel wurde die Differenz

zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit um 0,94 mm verringert. Das heißt

im Mittel konnte eine bessere Angleichung der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit

erreicht werden. So wurde tendenziell postoperativ ein im Vergleich zu den präoperativ

ermittelten Werten stärker symmetrischer Streck- bzw. Beugespalt erreicht.

Nach der bereits oben erwähnten Studie von Whiteside [132] liegen die ermittelten

Werte für die mediale sowie laterale Aufklappbarkeit in dem von ihm angegebenen

Wertebereich. So ergab sich postoperativ im Mittel bei einer Flexion von 0° medial eine

Aufklappbarkeit von 1,08 mm sowie lateral von 1,51 mm. Diese beiden Werte liegen in

94

dem von Whiteside definierten Bereich von 1-2 mm medial bzw. 1-3 mm lateral. Bei

90° Flexion ergab sich im Mittel postoperativ eine mediale Aufklappbarkeit von 3,62

mm. Lateral wurde eine Aufklappbarkeit von 4,98 mm ermittelt. Der von Whiteside für

eine Flexion von 90° festgesetzte Bereich von medial 2-4 mm bzw. lateral 2-5 mm

umfasst auch diese Werte. In der Zusammenfassung ist keines der Knie „zu straff“ bzw.

„zu locker“.

Das Resultat der Studie zeigt, dass, obwohl die CT-freie navigationsunterstützte

Implantationstechnik nur auf intraoperativ anatomisch erfassten Daten basiert,

postoperativ eine gute Stabilität des Kniegelenkes erreicht werden kann. Weiterhin

ermöglicht es dem Operateur eine ständige intraoperative Kontrolle der

Gelenksstabilität, so dass eine kontrollierte Balancierung möglich ist. Dies führt zu

einem verbesserten postoperativen Ergebnis durch eine höhere Stabilität des Gelenkes.

Aufgrund der präoperativ nicht oder nur geringgradig ausgeprägten Varus- bzw.

Valgusdeformitäten bzw. Bandinstabilitäten konnte teilweise keine signifikante

„Verbesserung“ der Aufklappbarkeit erreicht werden. Obwohl ebenfalls einige

Ausreißer mit in die Datenerfassung eingegangen sind, ist in der Zusammenfassung eine

Tendenz zur besseren Stabilität zu erkennen. Es ist zu vermuten, dass sich bei einer

größeren Fallzahl die erkannten Tendenzen noch stärker herauskristallisiert hätten.

95

Wie sich in der bisherigen Diskussion herausgestellt hat, ist die navigationsgestützte

Implantation, vor allem im Hinblick auf die achsgerechte Ausrichtung der

Komponenten, eine Technik mit vielen Vorteilen. Während der Arbeit mit dem

verwendeten Navigationssystem fielen allerdings auch einige Schwachpunkte des

Systems auf. Für die Präzision während der Navigation ist eine feste Verankerung der

verwendeten Referenzsterne („Reference Arrays“) eine absolut notwendige

Grundvoraussetzung. Kommt es intraoperativ zu einer Lockerung eines der

Referenzsterne, so kann es zu einer falschen dreidimensionalen Rekonstruktion des

Operationssitus kommen, oder es könnten unter Umständen falsche Vorgaben für die

Ausrichtung der Resektionsebenen durch das System gegeben werden. Dies kann im

schlimmsten Fall zu erheblichen postoperativen Problemen führen. Die Referenzsterne

stellen die sensibelste Stelle des CT-freien Navigationssystems da. Es ist unbedingt

erforderlich, dass die Operateure während des operativen Eingriffs auf einen festen Sitz

der Referenzsterne achten. Kommt es zu einer Verstellung dieser Referenzen, so

müssen die bereits beschriebenen Registrierungs- bzw. Navigationsschritte wiederholt

werden, damit das System ein dreidimensionales Oberflächenmodell mit den

verschobenen Referenzsternen generieren kann.

Weiterhin fiel vor allem bei der Registrierung von Oberflächenstrukturen, wie z.B. bei

der Ermittlung der Femurkondylenoberfläche oder beim Definieren des Tibiaplateaus

auf, dass bei ungenügendem zu kleinflächigem Abfahren der Strukturen oder durch

Abheben des Abtasters („Pointer“) von der Knochenoberfläche falsche Angaben durch

das System gemacht werden. Bei unzureichendem Abtasten des posterioren Anteils der

femoralen Kondylen wurden zum Beispiel durch das System falsche

Implantatgrößenvorschläge gemacht.

Während der Arbeit mit dem Abtaster kam es häufiger zu Schwierigkeiten, die drei am

Pointer befindlichen Kugeln durch das Navigationssystem zu registrieren. Dies

resultierte aus einer Verschmutzung der Pointerkugeln durch das verwendete

Konservierungsmittel der Körperspender. Diese Schwierigkeit konnte durch die

Reinigung der Kugeln mit einer feuchten Kompresse behoben werden. Um mögliche

Fehlerquellen auszuschließen, ist bei der Arbeit mit dem für diese Studie verwendetem

96

Navigationssystem beim Umgang mit den Referenzsternen und dem Abtaster darauf zu

achten das diese nicht evtl. durch Blut verunreinigt sind.

Während der Navigationen hatte es den Anschein, dass die Registrierungseinheit des

Navigationssystems durch sehr stark einstrahlendes Licht oder andere Reflexionen

gestört wird. Dies konnte allerdings nicht mit absoluter Sicherheit belegt bzw. widerlegt

werden.

Zum Zeitpunkt der Datenerhebung für diese Studie war die Art der Anbringung des

Schnittblocks für die Resektionen noch nicht zufrieden stellend gelöst. Durch die

größere Auflagefläche bei der Fixierung des Blocks an der Tibia zeigte sich dieses

Problem bei den tibialen Resektionen weniger. Bei den femoralen Resektionen zeigte

sich das Problem stärker. Der Schnittblock wird navigationsgestützt positioniert. Das

Problem stellt die Befestigung des Schnittblocks am Knochen da. Die Fixierung wird

durch das Einschlagen von Pins durchgeführt. Dies birgt eine mögliche Fehlerquelle.

Perlick et al. [96] merkten an, dass es bei dieser Befestigungsmethode zu einer

Achsabweichung von 1°-1,5° kommen kann. Das Navigationssystem ermöglicht dem

Operateur die Ausrichtung der Prothesenkomponenten bzw. der Resektionsebenen bis

auf ein zehntel Grad bzw. Millimeter genau. Dieses Potential der Technik und der

dadurch geforderte höhere Präzisionsbedarf, durch den sich das navigierte Operieren

von den konventionellen Verfahren abhebt, konnte durch die für diese Studie

verwendeten Schnittblöcke nur teilweise ausgenutzt werden. Da das achsgerechte

postoperative Ergebnis unter anderem zu einem wesentlichen Teil von der Exaktheit der

Resektionen abhängt, hat die Industrie bereits reagiert und hat die Schnittblöcke

teilweise weiterentwickelt.

Zu Abweichungen von der zuvor mithilfe des Systems eingestellten Resektionsebene

kann es außerdem durch das Abweichen des Sägeblattes kommen. Durch die

unterschiedliche Härte des Knochens kam es intraoperativ teilweise zu Abweichungen.

Diese Abweichungen konnten durch die anschließende Kontrolle der Resektionsebenen

erkannt und behoben werden. Die Qualität der Sägeschnitte könnte evtl. durch die

97

Verwendung eines Robotersystems zur Fräsung der Schnitte, wie es von Ritschl et al.

[106] mit dem Galileo-System beschrieben wurde, weiter optimiert werden.

Auf einige Vorteile der navigationsgestützten Implantation von Knieendoprothesen

wurde in der Diskussion bereits eingegangen. Einige in dieser und in anderen Studien

ermittelte Vor- und Nachteile sollen im folgenden abschließend dargestellt werden.

Neben der Verbesserung der postoperativen Ausrichtung der Komponenten und der

Extremität ist die von vielen Autoren beschriebene geringere postoperative

Gesamtkomplikationsrate ein weiterer Vorteil dieses Verfahrens. Clemens et al. [16]

beschrieben eine postoperative Gesamtkomplikationsrate von 6,1% in der navigierten

Gruppe gegenüber 21,8% in der konventionell implantierten manuellen Gruppe. Die

Gründe für die niedrigere Komplikationsrate in der navigierten Gruppe sind neben der

geringeren Beschwerderate durch achsgerechtere Ausrichtung der

Prothesenkomponenten auch der durch dieses Verfahren erreichte geringere intra- sowie

postoperative Blutverlust [14]. Kohn et al. [50] sahen die Nachblutungen in der

postoperativen Phase als das häufigste postoperative Problem nach Implantation einer

Knieendoprothese. Die Blutungsrate ist bei dem navigationsgestützten Verfahren

geringer, da der Femurmarkraum nicht eröffnet und mit einem Ausrichterstab

langstreckig ausgehöhlt wird. So ergeben sich postoperativ niedrigere Zahlen für

klinisch relevante Hämatome und Wundheilungsstörungen. Außerdem kommt es so zu

keiner Erhöhung des intramedullären Drucks und vermutlich dadurch zu einer

Verringerung des Fettembolierisikos [16, 79]. Kalairajah et al. [45] ermittelten einen

signifikant geringeren Blutverlust bei navigationsgestützter Implantation einer

Kniegelenks-Totalendoprothese im Vergleich zur konventionell implantierten Gruppe.

So kann eine Implantation einer Kniegelenks-Totalendoprothese mittels

Navigationsverfahren die Notwendigkeit von Bluttransfusionen minimieren um

mögliche Nebenwirkungen zu verhindern und ebenfalls eventuell Kosten für

Blutprodukte zu sparen. Nach Sparmann et al. [118] resultieren verkürzte

Rehabilitationszeiten in der navigierten Gruppe aus den gesenkten

Gesamtkomplikationsraten, der besseren Ausrichtung der Prothesenkomponenten und

dem damit verbundenem besseren postoperativen funktionellen Ergebnis. Die

98

verkürzten Rehabilitationszeiten würden wiederum zu einer Gesamtkostenreduktion

führen.

Ein weiterer Vorteil des navigationsgestützten Operationsverfahrens ist die Möglichkeit

der Dokumentation jedes Operationsschrittes über Screenshots. Durch die Verwendung

eines Navigationssystems bei Revisionseingriffen besteht zukünftig eventuell die

Möglichkeit im Rahmen des Revisionsverfahrens durch Achsenbestimmungen usw.

Schlüsse zu ziehen, aus welchen Gründen Bewegungseinschränkungen, rezidivierende

Ergüsse oder Instabilitäten entstanden sind.

Bei dem für diese Studie verwendetem Operationsverfahren besteht keine

Notwendigkeit an prä- oder intraoperativer Bildgebung. Lediglich das intraoperative

Abtasten der anatomischen Landmarken ist erforderlich. So kann die Strahlenexposition

der Patienten auf ein Minimum reduziert werden. Die Anzahl notwendiger

radiologischer Aufnahmen kann bei diesem Verfahren auf das für die Diagnostik bzw.

die Indikation der Totalendoprothese gerade Notwendige reduziert werden.

Ein Navigationssystem ermöglicht eine objektive kinematische Erfassung der Beinachse

unabhängig von Interpretationen des Operateurs. Bei dem für diese Studie verwendetem

VectorVision-Navigationssystem handelt es sich um ein kabelloses System. Dies

vermeidet Fehlfunktion in Folge von Kabelbrücken und birgt keine zusätzlichen

Sterilitätsprobleme.

Einen großen Vorteil bietet das navigationsgestützte Operationsverfahren bei der

Weichteilbalancierung. Dadurch dass das System Werte für die Aufklappbarkeit auf ein

Zehntel Millimeter genau angibt, erhält der Operateur intraoperativ bei jeder beliebigen

Flexion und zu jedem Zeitpunkt ein Feedback über die aktuelle Weichteilsituation.

Vor allem durch die Entwicklung der CT-freien Navigationssysteme sind einige

Untersuchungen und Studien möglich geworden, die ohne dieses Verfahren nicht hätten

durchgeführt werden können. Lüring et al. [66] führten zum Beispiel eine Studie durch,

die die Beeinflussung der mechanischen Beinachse durch den operativen Zugangsweg

aufzeigte. In einer anderen Studie untersuchten Lüring et al. [67] die Auswirkung eines

schrittweisen medialen Bandreleases auf die Beinachse.

Neben den vielen Vorteilen werden in der Literatur auch einige Nachteile der

navigationsgestützten Knieprothesenimplantation beschrieben. Sparmann et al. [118]

99

sowie Stukenborg-Colsman et al. [121] berichteten über mögliche Schwierigkeiten

während der Registrierung der anatomischen Landmarken bei ausgeprägten

Destruktionen und Fehlformen des Knies oder der unteren Extremität. Bei starker

Varus- bzw. Valgusabweichung eines Kniegelenkes können die Positionen der

epikondylären Punkte gegenüber der kondylären Linie verbunden sein und so an

Aussagekraft verlieren. Hierbei besteht die Gefahr ein falsches dreidimensionales

Oberflächenmodell mit den oben genannten Konsequenzen zu generieren.

Sparmann et al. [118] verwiesen außerdem auf die hohen Anschaffungskosten eines

Navigationssystems, die 100.000 bis 130.000 Euro betragen. Die Unterhaltskosten sind

bei Systemen, die mit passiven Reflektoren arbeiten höher, da die passiven Reflektoren

durch mehrfache Sterilisation „erblinden“. So ist es möglich, dass sich die

Endoprothetik aufgrund der Anschaffungskosten und der für die Rentabilität des

Systems notwendigen Zahl an Implantationen zunehmend auf Spezialzentren

konzentrieren wird. Da sich die Hardware einiger Navigationssysteme andererseits mit

entsprechender Software auch für andere Anwendungen (z.B. Pfannennavigation an der

Hüfte) eignet, kann so dem Trend der Verlagerung der Endoprothetik in Spezialzentren

evtl. entgegen gewirkt werden.

Mielke et al. [77] machten in einer ihrer Studien auf die Schwierigkeit der Befestigung

der Referenzsterne bei osteoporotischen Knochenverhältnissen aufmerksam. Sie

empfahlen die bikortikalen Schrauben zusätzlich durch schräg in Bohrkanälen

verlaufende Nägel zu sichern, um oben genannte Komplikationen durch eine

intraoperative Lockerung zu vermeiden.

Bei der Verwendung eines passiven CT-freien Navigationssystems resultiert ein

vergößerter Zugangsweg für die Positionierung der Referenzsterne. Diese zusätzlichen

lokalen Traumen können unter Umständen Hämatome verursachen und bei

osteoporotischen Knochenverhältnissen zu Komplikationen führen.

Ossendorf et al. [92] wiesen in einer im Juli 2006 veröffentlichten Studie auf eine

weitere mögliche Komplikationen hin, die ein neues Operationsverfahren wie die

Navigation mit sich bringen kann. Sie berichteten von einer Patientin, die postoperativ

nach Implantation einer Totalendoknieprothese mit einem Navigationssystem eine

distale Femurfraktur im Bereich der Bohrkanäle, die der Anbringung der Referenzsterne

dienten, entwickelt hat.

100

Die exakte Ausrichtung der Knieprothesen ist unter anderem abhängig von der genauen

Identifikation der individuellen anatomischen Landmarken am Kniegelenk. Robinson et

al. [108] stellten fest, dass einige anatomische Landmarken, die für die Implantation von

Totalendoknieprothesen verwendet werden, nicht sicher und zuverlässig sind. Sie

ermittelten eine Differenz zwischen den individuellen anatomischen Gegebenheiten und

den digitalisierten Daten die durch die Registrierung mit einem Navigationssystem

ermittelt wurden. Robinson et al. empfahlen weitere Studien um mögliche Fehlerquellen

durch eventuell resultierende Fehlpositionierungen auszuschließen.

Zu einem ähnlichen Ergebnis kamen Oberst et al. [86] in ihrer im März 2006

veröffentlichten Studie. Sie beschrieben sogar, dass es zwischen den individuellen

anatomischen Gegebenheiten und den digitalisierten Daten keinerlei Übereinstimmung

gibt. Als eventuelle Ursache gaben sie prinzipielle systematische Fehler an, schlossen

dabei allerdings nicht aus, dass bei der Datenermittlung Fehler aufgetreten sein können.

Ein weiterer Nachteil aller optischen Navigationssysteme ist das sog. „Line-of-Sight-

Problem“. Für die Registrierung der Instrumente ist ein direkter “Blickkontakt”

zwischen der Kameraeinheit und den Referenzen am Operationssitus notwendig, was im

Operationssaal leicht zu logistischen Problemen führen kann.

101

4.2. Schlussfolgerung

Die vorliegende Studie kommt zu ähnlichen Ergebnissen wie viele bisher

veröffentlichte Studien. Die navigationsgestützte Implantation von Knieendoprothesen

ermöglicht eine genauere Ausrichtung der Prothesenkomponenten anhand vorgegebener

Achsen der unteren Extremität. Außerdem kann die Streubreite der ermittelten Werte

durch die Anwendung eines Navigationssystems verringert werden. Insgesamt konnten

bei Betrachtung der in dieser Studie ermittelten Winkel sehr gute bis gute Ergebnisse

erzielt werden. Ein Vorteil der Navigation gegenüber konventionellen Verfahren ist die

Möglichkeit einer besseren Achsausrichtung der Komponenten und einer exakten

Weichteilbalancierung. Die vorliegende Studie zeigt, dass durch die Anwendung eines

Navigationssystems eine signifikante Verbesserung der Stabilität des Knies erreicht

werden kann. Viele bisher veröffentlichte Studien beschreiben eine Überlegenheit der

navigierten gegenüber der konventionellen Prothesenimplantation. Jedoch ist die

Überlegenheit der Navigation nicht immer bei allen Winkeln der einzelnen Studien

statistisch signifikant, häufig konnten lediglich Tendenzen aufgezeigt werden.

Die Navigation ermöglicht dem Operateur unter anderem die Visualisierung der

Beinachse zu jedem Zeitpunkt der Operation und gibt ihm so eine Erfolgskontrolle. Bei

der Arbeit mit einem Navigationssystem sollte dieses allerdings nur als zusätzliche

Hilfe angesehen werden. Die Navigation dient dem Ziel, den Operateur während der

Implantation zu unterstützten. Um ein gutes postoperatives Ergebnis zu erhalten ist es

bei der Anwendung eines Navigationssystems absolut wichtig, die Plausibilität der

durch das System angegebenen Daten zu hinterfragen. Ein Navigationssystem sollte aus

diesem Grund nur von erfahrenden Operateuren verwendet werden.

In der Literatur gibt es bis zum heutigen Zeitpunkt häufig unterschiedliche Meinungen

über die optimale Ausrichtung der Knieendoprothesenkomponenten anhand

anatomischer Landmarken. Viele bisher veröffentlichte Studien zur postoperativen

Ausrichtung der Prothesenkomponenten beschränken sich lediglich auf die

Untersuchung in der Frontalebene mit Angaben über die mechanische Beinachse oder

von Einzelparametern am Femur oder der Tibia. Da eine präzise Positionierung der

Prothesenkomponenten wichtig ist, sollten sich zukünftige Studien nicht nur auf

Einzelparameter konzentrieren und nach standardisierten

Prothesenausrichtungsvorgaben vorgehen.

102

CT-freie Navigationssysteme werden durch die derzeit noch bestehenden Probleme bei

einem Knie mit schlecht definierbaren anatomischen Landmarken in Zukunft in diesen

Fällen wahrscheinlich weniger Anwendung finden.

Wie bei allen komplexen technischen Systemen ist bei dieser Technik immer mit einer

entsprechenden Lernkurve zu rechnen. Dies zeigt sich unter anderem an der Dauer der

Navigationen.

Die oben bereits erwähnten hohen Anschaffungskosten, perioperative Frakturen und

Abweichungen der anatomischen und digitalisierten Daten voneinander sind allerdings

ein nicht zu verachtender Nachteil dieses Operationsverfahrens. Außerdem haben die

letzten Jahre seit der Einführung von Navigationssystemen gezeigt, dass einige

Kliniken, die Navigationssysteme gekauft haben, diese zu einem großen Teil nur selten

einsetzen. Ursächlich hierfür ist häufig, dass dieses Operationsverfahren unter anderem

einen höheren Aufwand bedeutet als das konventionelle Verfahren, und bei

konventioneller Implantation die postoperativen Ergebnisse bei geübten Operateuren

ebenfalls sehr gut sind. Die in vielen Studien ermittelten Daten zeigen ob

Achsabweichungen usw. statistisch relevant sind. Allerdings veranschaulichen diese

nicht, ob die subjektive Patientenzufriedenheit unmittelbar postoperativ sowie nach

mehren Jahren durch das navigationsgestützte Operationsverfahren besser ist als bei

konventioneller Implantation.

Sozioökonomisch gesehen stellt sich ebenfalls die Frage ob sich der finanzielle

Mehraufwand den die Navigationstechnik mit sich bringt rechnet. Es ist fraglich wie

ausschlaggebend die Vorteile, die eine navigiert implantierte Knieprothese mit sich

bringt, im Gegensatz zum konventionellem günstigerem Verfahren auf lange Zeit

gesehen für die subjektiven Beschwerden der Patienten sind.

Entscheidend für die letztendliche Beurteilung und Einordnung der Navigationstechnik

werden Studien sein, die postoperative Langzeitergebnisse nach zehn und noch mehr

Jahren liefern. In der nahen Zukunft ist es erforderlich weitere vergleichende Studien

zwischen navigierten und konventionellen Implantationsverfahren sowie zwischen

verschiedenen Navigationssystemen mit großen Fallzahlen und normierten

umfangreichen Winkelmessungen durchzuführen. Bislang fehlen Studien, die die

subjektive Patientenzufriedenheit, die Rehabilitationszeiten, die navigierte Versorgung

der Patella und klinische Parameter wie Bandstabilität vergleichend untersuchen.

103

Die Navigation von Knieendoprothesen ist zu einem an vielen Kliniken etablierten

Verfahren geworden. Sie wird aber wahrscheinlich die konventionelle

Knieprothesenimplantation nicht verdrängen sondern wird voraussichtlich lediglich als

zusätzliche Option bei der Implantation von Knieprothesen weiterhin bestand haben.

104

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116

7. akademische Lehrer

Meine akademischen Lehrer an der Westfälischen-Wilhelms Universität Münster waren

die Damen und Herren:

Arlinghaus, Arolt, Assmann, Berdel, Böcker, Brämswig, Breithardt, Brugner,

Bullmann, Busse, Domschke, Fuchs-Winkelmann, Harms, Heindel, Hertel, Heuft,

Hildebrand, Horst, Hucklenbroich, Husstedt, Karch, Keil, Kiesel, Köhler, Köpcke,

Korfsmeier, Luger, Mayer, Mersmann, Muthny, Nippert, Oberleithner, Peters, Raschke,

Ringelstein, Roeder, Schmitz, Schöne-Seifert, Schütte, Senninger, Sibrowski, Skwara,

Speckmann, Stoll, Strathmann, Tibesku, Van Aken, Wahle, Vieth, Winkelmann,

Witting, Würthwein

Meine akademischen Lehrer an der Philipps-Universität Marburg waren die Damen und

Herren:

Fuchs-Winkelmann, Skwara, Tibesku

117

8. Danksagung An erster Stelle möchte ich mich ganz herzlich bei allen bedanken, die es mir durch ihre Anregungen und Hilfen ermöglicht haben, diese Dissertation zu schreiben. Die Erstellung dieser Arbeit wäre ohne die Hilfe und Unterstützung vieler Personen und Institute nicht möglich gewesen. An dieser Stelle danke ich Frau Univ.-Prof. Dr. med. S. Fuchs-Winkelmann für die Überlassung des Themas und für die kompetente und freundliche Betreuung in München, Münster sowie in Marburg. Ein besonderer Dank geht an Herrn Priv. – Doz. Dr. med. Carsten O. Tibesku und Herrn Dr. med. A. Skwara, die mir bei der Erstellung dieser Arbeit bei jeder Frage in München, Münster und in Marburg zur Verfügung standen, und durch ihre fachkundigen Korrekturen und Anregungen die Erstellung dieser Arbeit ermöglicht haben. Außerdem danke ich Herrn Dr. med. C. Chylarecky und Herrn Dr. med. V. Vieth für ihre Unterstützung. Ein weiterer Dank geht an die Firma BrainLAB und die Firma Smith & Nephew für die Bereitstellung des Equipments zur Datenerhebung dieser Studie. Bei meinen Eltern möchte ich mich für die finanzielle und emotionale Unterstützung während der letzten Jahre ganz herzlich bedanken. Ohne ihre Hilfe wären dieses Studium und die Erstellung dieser Dissertation nicht möglich gewesen.

118

10. Anhang

Inhaltsverzeichnis

10.1. Dauer der Implantationen 119

10.2. Stabilitätsmessung/Stressausübung

10.2.1. Körperspender Nr.1 links 120 – 121

10.2.2. Körperspender Nr. 1 rechts 122 – 123





10.2.7. Körperspender Nr.4 links 132 - 133

119

10.1. Dauer der Implantationen

Registrierung Nr. Registrierung

[min] Registrierung

[sec] sonstiges [min] sonstiges [sec] insgesamt [min] 1. 9,43 566 10,71 643 20,14 2. 7,43 446 10,71 643 18,14 3. 10,08 605 10,71 643 20,79 4. 8,03 482 29,9 1794 37,93 5. 9,08 545 29,9 1794 38,98 6. 6,18 371 10,71 643 16,89 7. 5,9 354 12,57 754 18,47 8. 7,77 466 12,57 754 20,34 9. 5,12 307 11,27 676 16,39 10. 5,38 323 11,27 676 16,65 11. 5,65 339 14,77 886 20,42 12. 6,03 362 14,77 886 20,8 13. 8,81 529 22,8 1368 31,61 14. 6,6 396 22,8 1368 29,4 15. 4,9 294 15,47 928 20,37 16. 4,42 265 15,47 928 19,89 17. 4 240 11,81 709 15,81 18. 3,82 229 11,81 709 15,63

Mittelwert 6,59 395,50 15,56 933,44 22,15 Standardabweichung 1,92 115,58 6,39 383,37 7,28 Tabelle 10.1. Dauer der einzelnen Registrierungen bzw. Zeit vom Hautschnitt bis Ende der Registrierung bei Operateur A

Registrierung Nr. Registrierung

[min] Registrierung

[sec] sonstiges [min] sonstiges [sec] insgesamt [min] 1. 13,7 822 10,71 643 24,41 2. 5,9 354 10,71 643 16,61 3. 9,3 558 29,9 1794 39,2 4. 7,66 460 29,9 1794 37,56 5. 9,35 561 29,9 1794 39,25 6. 9,68 581 12,57 754 22,25 7. 6,86 412 12,57 754 19,43 8. 6,57 394 11,27 676 17,84 9. 4,72 283 11,27 676 15,99 10. 9,53 572 14,77 886 24,3 11. 5,43 326 14,77 886 20,2 12. 5,23 314 22,8 1368 28,03 13. 5,35 321 22,8 1368 28,15 14. 6,5 390 15,47 928 21,97 15. 4,9 294 15,47 928 20,37 16. 4,68 281 11,81 709 16,49 17. 4,07 244 11,81 709 15,88

Mittelwert 7,03 421,59 16,97 1018,24 24,00 Standardabweichung 2,54 152,46 7,15 429,25 7,97 Tabelle 10.2. Dauer der einzelnen Registrierungen bzw. Zeit vom Hautschnitt bis Ende der Registrierung bei Operateur B

120

10.2. Stabilitätsmessung/Stressausübung 10.2.1. Körperspender Nr. 1 links Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 16,9 14,2 1. 0° aufgeklappt 19,8 18,9 1. 0° Differenz auf - zu 2,9 4,7 1. 0° Differenz medial lateral 1,8 2. 0° zu 16,8 14,5 2. 0° aufgeklappt 20 19,4 2. 0° Differenz auf - zu 3,2 4,9 2. 0° Differenz medial lateral 1,7 0° Mittelwert zu 16,85 14,35 0° Mittelwert aufgeklappt 19,9 19,15 0° MittelwertDifferenz auf-zu 3,05 4,8 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,75 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 16,9 16,3 1. 30° aufgeklappt 18,8 21,1 1. 30° Differenz auf - zu 1,9 4,8 1. 30° Differenz medial lateral 2,9 2. 30° zu 16,7 16,8 2. 30° aufgeklappt 17,7 22 2. 30° Differenz auf - zu 1 5,2 2. 30° Differenz medial lateral 4,2 30° Mittelwert zu 16,8 16,55 30° Mittelwert aufgeklappt 18,25 21,55 30° MittelwertDifferenz auf-zu 1,45 5 30° MittelwertDifferenz medial lateral 3,55 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 16,9 12,4 1. 90° aufgeklappt 20,6 23,4 1. 90° Differenz auf - zu 3,7 11 1. 90° Differenz medial lateral 7,3 2. 90° zu 17,2 12,2 2. 90° aufgeklappt 20,7 22,8 2. 90° Differenz auf - zu 3,5 10,6 2. 90° Differenz medial lateral 7,1 90° Mittelwert zu 17,05 12,3 90° Mittelwert aufgeklappt 20,65 23,1 90° MittelwertDifferenz auf-zu 3,6 10,8 90° MittelwertDifferenz medial lateral 7,2 Tabelle 10.3. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 1 links vor Implantation

121

Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 21,2 20,7 1. 0° aufgeklappt 24,7 24,1 1. 0° Differenz auf - zu 3,5 3,4 1. 0° Differenz medial lateral 0,1 2. 0° zu 21,8 21,6 2. 0° aufgeklappt 24,3 23,9 2. 0° Differenz auf - zu 2,5 2,3 2. 0° Differenz medial lateral 0,2 0° Mittelwert zu 21,5 21,15 0° Mittelwert aufgeklappt 24,5 24 0° MittelwertDifferenz auf-zu 3 2,85 0° MittelwertDifferenz medial lateral 0,15 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 18,2 23,4 1. 30° aufgeklappt 21 26 1. 30° Differenz auf - zu 2,8 2,6 1. 30° Differenz medial lateral 0,2 2. 30° zu 18,1 24 2. 30° aufgeklappt 20,3 26,6 2. 30° Differenz auf - zu 2,2 2,6 2. 30° Differenz medial lateral 0,4 30° Mittelwert zu 18,15 23,7 30° Mittelwert aufgeklappt 20,65 26,3 30° MittelwertDifferenz auf-zu 2,5 2,6 30° MittelwertDifferenz medial lateral 0,1 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 13,7 17 1. 90° aufgeklappt 21,1 19,8 1. 90° Differenz auf - zu 7,4 2,8 1. 90° Differenz medial lateral 4,6 2. 90° zu 13,9 17,1 2. 90° aufgeklappt 20,9 19,6 2. 90° Differenz auf - zu 7 2,5 2. 90° Differenz medial lateral 4,55 90° Mittelwert zu 13,8 17,05 90° Mittelwert aufgeklappt 21 19,7 90° MittelwertDifferenz auf-zu 7,2 2,65 90° MittelwertDifferenz medial lateral 4,55 Tabelle 10.4. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 1 links nach Implantation

122

10.2.2. Körperspender Nr. 1 rechts Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 16,8 15,6 1. 0° aufgeklappt 19,6 20,9 1. 0° Differenz auf - zu 2,8 5,3 1. 0° Differenz medial lateral 2,5 2. 0° zu 17,1 15,9 2. 0° aufgeklappt 19,9 21,5 2. 0° Differenz auf - zu 2,8 5,6 2. 0° Differenz medial lateral 2,8 0° Mittelwert zu 16,95 15,75 0° Mittelwert aufgeklappt 19,75 21,2 0° MittelwertDifferenz auf-zu 2,8 5,45 0° MittelwertDifferenz medial lateral 2,65 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 13,3 16,8 1. 30° aufgeklappt 15 21,2 1. 30° Differenz auf - zu 1,7 4,2 1. 30° Differenz medial lateral 2,5 2. 30° zu 12,9 15,7 2. 30° aufgeklappt 16,2 20,8 2. 30° Differenz auf - zu 3,3 5,1 2. 30° Differenz medial lateral 1,8 30° Mittelwert zu 13,1 16,25 30° Mittelwert aufgeklappt 15,6 21 30° MittelwertDifferenz auf-zu 2,5 4,65 30° MittelwertDifferenz medial lateral 2,15 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 15,2 0 1. 90° aufgeklappt 18,7 23,7 1. 90° Differenz auf - zu 3,5 23,7 1. 90° Differenz medial lateral 20,2 2. 90° zu 15,2 14,7 2. 90° aufgeklappt 18,5 23 2. 90° Differenz auf - zu 3,3 8,3 2. 90° Differenz medial lateral 5 90° Mittelwert zu 15,2 7,35 90° Mittelwert aufgeklappt 18,6 23,35 90° MittelwertDifferenz auf-zu 3,4 16 90° MittelwertDifferenz medial lateral 12,6 Tabelle 10.5. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 1 rechts vor Implantation

123

Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 20,7 19,7 1. 0° aufgeklappt 21,7 20,8 1. 0° Differenz auf - zu 1 1,1 1. 0° Differenz medial lateral 0,1 2. 0° zu 20,3 19,7 2. 0° aufgeklappt 21,8 21,2 2. 0° Differenz auf - zu 1,5 1,5 2. 0° Differenz medial lateral 0 0° Mittelwert zu 20,5 19,7 0° Mittelwert aufgeklappt 21,75 21 0° MittelwertDifferenz auf-zu 1,25 1,3 0° MittelwertDifferenz medial lateral 0,05 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 16,5 17,4 1. 30° aufgeklappt 17,4 19,8 1. 30° Differenz auf - zu 0,9 2,4 1. 30° Differenz medial lateral 1,5 2. 30° zu 14,9 17,7 2. 30° aufgeklappt 17,1 23,1 2. 30° Differenz auf - zu 2,2 5,4 2. 30° Differenz medial lateral 3,2 30° Mittelwert zu 15,7 17,55 30° Mittelwert aufgeklappt 17,25 21,45 30° MittelwertDifferenz auf-zu 1,55 3,9 30° MittelwertDifferenz medial lateral 2,35 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 14,3 16,7 1. 90° aufgeklappt 20,6 21,9 1. 90° Differenz auf - zu 6,3 19,3 1. 90° Differenz medial lateral 13 2. 90° zu 14,2 16,8 2. 90° aufgeklappt 20,6 21,7 2. 90° Differenz auf - zu 6,4 4,9 2. 90° Differenz medial lateral 1,5 90° Mittelwert zu 14,25 16,75 90° Mittelwert aufgeklappt 20,6 21,8 90° MittelwertDifferenz auf-zu 6,35 12,1 90° MittelwertDifferenz medial lateral 5,75 Tabelle 10.6. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 1 rechts nach Implantation

124

10.2.3. Körperspender Nr. 2 links Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 16,4 16,4 1. 0° aufgeklappt 20,9 20,4 1. 0° Differenz auf - zu 4,5 4 1. 0° Differenz medial lateral 0,5 2. 0° zu 16,1 16,1 2. 0° aufgeklappt 21 20,4 2. 0° Differenz auf - zu 4,9 4,3 2. 0° Differenz medial lateral 0,6 0° Mittelwert zu 16,25 16,25 0° Mittelwert aufgeklappt 20,95 20,4 0° MittelwertDifferenz auf-zu 4,7 4,15 0° MittelwertDifferenz medial lateral 0,55 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 13 13,2 1. 30° aufgeklappt 17,7 19,2 1. 30° Differenz auf - zu 4,7 6 1. 30° Differenz medial lateral 1,3 2. 30° zu 13,1 13,6 2. 30° aufgeklappt 17,4 18,3 2. 30° Differenz auf - zu 4,3 4,7 2. 30° Differenz medial lateral 0,4 30° Mittelwert zu 13,05 13,4 30° Mittelwert aufgeklappt 17,55 18,75 30° MittelwertDifferenz auf-zu 4,5 5,35 30° MittelwertDifferenz medial lateral 0,85 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 14,8 18 1. 90° aufgeklappt 20,1 21,1 1. 90° Differenz auf - zu 5,3 3,1 1. 90° Differenz medial lateral 2,2 2. 90° zu 13,8 17,2 2. 90° aufgeklappt 19,9 22,1 2. 90° Differenz auf - zu 6,1 4,9 2. 90° Differenz medial lateral 1,2 90° Mittelwert zu 14,3 17,6 90° Mittelwert aufgeklappt 20 21,6 90° MittelwertDifferenz auf-zu 5,7 4 90° MittelwertDifferenz medial lateral 1,7 Tabelle 10.7. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 2 links vor Implantation

125

Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 21,2 21,8 1. 0° aufgeklappt 23,4 21,9 1. 0° Differenz auf - zu 2,2 0,1 1. 0° Differenz medial lateral 2,1 2. 0° zu 20,3 20,5 2. 0° aufgeklappt 24,5 21,4 2. 0° Differenz auf - zu 4,2 0,9 2. 0° Differenz medial lateral 3,3 0° Mittelwert zu 20,75 21,15 0° Mittelwert aufgeklappt 23,95 21,65 0° MittelwertDifferenz auf-zu 3,2 0,5 0° MittelwertDifferenz medial lateral 0,5 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 13,3 16,3 1. 30° aufgeklappt 15,5 17,3 1. 30° Differenz auf - zu 2,2 1 1. 30° Differenz medial lateral 1,2 2. 30° zu 10,8 17 2. 30° aufgeklappt 14,1 18,9 2. 30° Differenz auf - zu 3,3 1,9 2. 30° Differenz medial lateral 1,4 30° Mittelwert zu 12,05 16,65 30° Mittelwert aufgeklappt 14,8 18,1 30° MittelwertDifferenz auf-zu 2,75 1,45 30° MittelwertDifferenz medial lateral 1,3 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 15,2 16,8 1. 90° aufgeklappt 19,5 18,9 1. 90° Differenz auf - zu 4,3 2,1 1. 90° Differenz medial lateral 2,2 2. 90° zu 15,2 17,5 2. 90° aufgeklappt 18,2 18,1 2. 90° Differenz auf - zu 3 0,6 2. 90° Differenz medial lateral 2,4 90° Mittelwert zu 15,2 17,15 90° Mittelwert aufgeklappt 18,85 18,5 90° MittelwertDifferenz auf-zu 3,65 1,35 90° MittelwertDifferenz medial lateral 2,3 Tabelle 10.8. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 2 links nach Implantation

126

10.2.4. Körperspender Nr. 2 rechts Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 12,2 16,3 1. 0° aufgeklappt 17,9 19,4 1. 0° Differenz auf - zu 5,7 3,1 1. 0° Differenz medial lateral 2,6 2. 0° zu 13 16,5 2. 0° aufgeklappt 18 18,5 2. 0° Differenz auf - zu 5 2 2. 0° Differenz medial lateral 3 0° Mittelwert zu 12,6 16,4 0° Mittelwert aufgeklappt 17,95 18,95 0° MittelwertDifferenz auf-zu 5,35 2,55 0° MittelwertDifferenz medial lateral 2,88 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 13,9 11,2 1. 30° aufgeklappt 16,4 16 1. 30° Differenz auf - zu 2,5 4,8 1. 30° Differenz medial lateral 2,3 2. 30° zu 13,9 12,7 2. 30° aufgeklappt 15,8 16 2. 30° Differenz auf - zu 1,9 3,3 2. 30° Differenz medial lateral 1,4 30° Mittelwert zu 13,9 11,95 30° Mittelwert aufgeklappt 16,1 16 30° MittelwertDifferenz auf-zu 2,2 4,05 30° MittelwertDifferenz medial lateral 1,85 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 14,1 20,3 1. 90° aufgeklappt 17,5 24,7 1. 90° Differenz auf - zu 3,4 4,4 1. 90° Differenz medial lateral 1 2. 90° zu 15 20,3 2. 90° aufgeklappt 17,9 24,9 2. 90° Differenz auf - zu 2,9 4,6 2. 90° Differenz medial lateral 1,7 90° Mittelwert zu 14,55 20,3 90° Mittelwert aufgeklappt 17,7 24,8 90° MittelwertDifferenz auf-zu 3,15 4,5 90° MittelwertDifferenz medial lateral 1,35 Tabelle 10.9. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 2 rechts vor Implantation

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Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 17,3 17,6 1. 0° aufgeklappt 17,6 20,2 1. 0° Differenz auf - zu 0,3 2,6 1. 0° Differenz medial lateral 2,3 2. 0° zu 18,1 17,9 2. 0° aufgeklappt 17,6 19,4 2. 0° Differenz auf - zu 0,5 1,5 2. 0° Differenz medial lateral 1 0° Mittelwert zu 17,7 17,75 0° Mittelwert aufgeklappt 17,6 19,8 0° MittelwertDifferenz auf-zu 0,4 2,05 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,65 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 15,2 9,9 1. 30° aufgeklappt 14,7 14,2 1. 30° Differenz auf - zu 0,5 4,3 1. 30° Differenz medial lateral 3,8 2. 30° zu 15,3 8,9 2. 30° aufgeklappt 15,6 14,5 2. 30° Differenz auf - zu 0,3 5,6 2. 30° Differenz medial lateral 5,3 30° Mittelwert zu 15,25 9,4 30° Mittelwert aufgeklappt 15,15 14,35 30° MittelwertDifferenz auf-zu 0,4 4,95 30° MittelwertDifferenz medial lateral 4,55 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 15,8 16,1 1. 90° aufgeklappt 16,8 21,5 1. 90° Differenz auf - zu 1 5,4 1. 90° Differenz medial lateral 4,4 2. 90° zu 16,7 16,1 2. 90° aufgeklappt 16,9 19,4 2. 90° Differenz auf - zu 0,2 3,3 2. 90° Differenz medial lateral 3,1 90° Mittelwert zu 16,25 16,1 90° Mittelwert aufgeklappt 16,85 20,45 90° MittelwertDifferenz auf-zu 0,6 4,35 90° MittelwertDifferenz medial lateral 3,75 Tabelle 10.10. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 2 rechts nach Implantation

128

10.2.5. Körperspender Nr. 3 links Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 16,4 18,4 1. 0° aufgeklappt 17,9 21,5 1. 0° Differenz auf - zu 1,5 3,1 1. 0° Differenz medial lateral 1,6 2. 0° zu 16,8 17,9 2. 0° aufgeklappt 18,7 21,4 2. 0° Differenz auf - zu 1,9 3,5 2. 0° Differenz medial lateral 1,6 0° Mittelwert zu 16,6 18,15 0° Mittelwert aufgeklappt 18,3 21,45 0° MittelwertDifferenz auf-zu 1,7 3,3 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,6 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 17,2 18,2 1. 30° aufgeklappt 17,3 21,6 1. 30° Differenz auf - zu 0,1 3,4 1. 30° Differenz medial lateral 3,3 2. 30° zu 16,9 17,8 2. 30° aufgeklappt 18,1 23 2. 30° Differenz auf - zu 1,2 5,2 2. 30° Differenz medial lateral 4 30° Mittelwert zu 17,05 18 30° Mittelwert aufgeklappt 17,7 22,3 30° MittelwertDifferenz auf-zu 0,65 4,3 30° MittelwertDifferenz medial lateral 3,65 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 14,5 16 1. 90° aufgeklappt 17,1 23,3 1. 90° Differenz auf - zu 2,6 7,3 1. 90° Differenz medial lateral 4,7 2. 90° zu 14,6 16,7 2. 90° aufgeklappt 17,2 22,9 2. 90° Differenz auf - zu 2,6 6,2 2. 90° Differenz medial lateral 3,6 90° Mittelwert zu 14,55 16,35 90° Mittelwert aufgeklappt 17,15 23,1 90° MittelwertDifferenz auf-zu 2,6 6,75 90° MittelwertDifferenz medial lateral 4,15 Tabelle 10.11. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 3 links vor Implantation

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Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 22,3 21,8 1. 0° aufgeklappt 22 23,8 1. 0° Differenz auf - zu 0,3 2 1. 0° Differenz medial lateral 1,7 2. 0° zu 22,2 21 2. 0° aufgeklappt 22,7 24,2 2. 0° Differenz auf - zu 0,5 3,2 2. 0° Differenz medial lateral 2,7 0° Mittelwert zu 22,25 21,4 0° Mittelwert aufgeklappt 22,35 24 0° MittelwertDifferenz auf-zu 0,4 2,6 0° MittelwertDifferenz medial lateral 2,2 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 21,2 21 1. 30° aufgeklappt 22,4 27 1. 30° Differenz auf - zu 1,2 6 1. 30° Differenz medial lateral 4,8 2. 30° zu 22,7 21,2 2. 30° aufgeklappt 22,1 26,6 2. 30° Differenz auf - zu 0,6 5,4 2. 30° Differenz medial lateral 4,8 30° Mittelwert zu 21,95 21,1 30° Mittelwert aufgeklappt 22,25 26,8 30° MittelwertDifferenz auf-zu 0,9 5,7 30° MittelwertDifferenz medial lateral 4,8 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 17,6 20,2 1. 90° aufgeklappt 22 25,2 1. 90° Differenz auf - zu 4,4 5 1. 90° Differenz medial lateral 0,6 2. 90° zu 17,2 20,3 2. 90° aufgeklappt 21,8 25,5 2. 90° Differenz auf - zu 4,6 5,2 2. 90° Differenz medial lateral 0,6 90° Mittelwert zu 17,4 20,25 90° Mittelwert aufgeklappt 21,9 25,35 90° MittelwertDifferenz auf-zu 4,5 5,1 90° MittelwertDifferenz medial lateral 0,6 Tabelle 10.12. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 3 links nach Implantation

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10.2.6. Körperspender Nr. 3 rechts Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 11,8 13,5 1. 0° aufgeklappt 13,5 17,1 1. 0° Differenz auf - zu 1,7 3,6 1. 0° Differenz medial lateral 1,9 2. 0° zu 12,2 13,6 2. 0° aufgeklappt 13,5 16,6 2. 0° Differenz auf - zu 1,3 3 2. 0° Differenz medial lateral 1,7 0° Mittelwert zu 12 13,55 0° Mittelwert aufgeklappt 13,5 16,85 0° MittelwertDifferenz auf-zu 1,5 3,3 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,8 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 10,4 12 1. 30° aufgeklappt 14 12,4 1. 30° Differenz auf - zu 3,6 0,4 1. 30° Differenz medial lateral 3,2 2. 30° zu 10,3 11,5 2. 30° aufgeklappt 14,2 12,1 2. 30° Differenz auf - zu 3,9 0,6 2. 30° Differenz medial lateral 3,3 30° Mittelwert zu 10,35 11,75 30° Mittelwert aufgeklappt 14,1 12,25 30° MittelwertDifferenz auf-zu 3,75 0,5 30° MittelwertDifferenz medial lateral 3,25 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 16,9 16,2 1. 90° aufgeklappt 18 22,7 1. 90° Differenz auf - zu 1,1 6,5 1. 90° Differenz medial lateral 5,4 2. 90° zu 16,3 16,3 2. 90° aufgeklappt 18,7 22,9 2. 90° Differenz auf - zu 2,4 6,6 2. 90° Differenz medial lateral 4,2 90° Mittelwert zu 16,6 16,25 90° Mittelwert aufgeklappt 18,35 22,8 90° MittelwertDifferenz auf-zu 1,75 6,55 90° MittelwertDifferenz medial lateral 4,8 Tabelle 10.13. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 3 rechts vor Implantation

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Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 16,3 16 1. 0° aufgeklappt 16,5 18 1. 0° Differenz auf - zu 0,2 2 1. 0° Differenz medial lateral 1,8 2. 0° zu 16 15,8 2. 0° aufgeklappt 16,6 17,7 2. 0° Differenz auf - zu 0,6 1,9 2. 0° Differenz medial lateral 1,3 0° Mittelwert zu 16,15 15,9 0° Mittelwert aufgeklappt 16,55 17,85 0° MittelwertDifferenz auf-zu 0,4 1,95 0° MittelwertDifferenz medial lateral 1,55 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 14,2 10,5 1. 30° aufgeklappt 14,4 14 1. 30° Differenz auf - zu 0,2 3,5 1. 30° Differenz medial lateral 3,3 2. 30° zu 14,5 10,4 2. 30° aufgeklappt 14,5 14,1 2. 30° Differenz auf - zu 0 3,7 2. 30° Differenz medial lateral 3,7 30° Mittelwert zu 14,35 10,45 30° Mittelwert aufgeklappt 14,45 14,05 30° MittelwertDifferenz auf-zu 0,1 3,6 30° MittelwertDifferenz medial lateral 3,5 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 14,5 17 1. 90° aufgeklappt 18,8 21,3 1. 90° Differenz auf - zu 4,3 4,3 1. 90° Differenz medial lateral 0 2. 90° zu 15 16,9 2. 90° aufgeklappt 18,8 21,3 2. 90° Differenz auf - zu 3,8 4,4 2. 90° Differenz medial lateral 0,6 90° Mittelwert zu 14,75 16,95 90° Mittelwert aufgeklappt 18,8 21,3 90° MittelwertDifferenz auf-zu 4,05 4,35 90° MittelwertDifferenz medial lateral 0,3 Tabelle 10.14. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 3 rechts nach Implantation

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10.2.7. Körperspender Nr. 4 links Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 13 15,6 1. 0° aufgeklappt 16,1 15,5 1. 0° Differenz auf - zu 3,1 0,1 1. 0° Differenz medial lateral 3 2. 0° zu 13,2 14,1 2. 0° aufgeklappt 15,2 2. 0° Differenz auf - zu 2 2. 0° Differenz medial lateral 0° Mittelwert zu 13,1 14,85 0° Mittelwert aufgeklappt 15,65 0° MittelwertDifferenz auf-zu 2,55 0° MittelwertDifferenz medial lateral Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 19,8 5,1 1. 30° aufgeklappt 22,1 9,5 1. 30° Differenz auf - zu 2,3 4,4 1. 30° Differenz medial lateral 2,1 2. 30° zu 20,1 3,8 2. 30° aufgeklappt 20,6 8,7 2. 30° Differenz auf - zu 0,5 4,9 2. 30° Differenz medial lateral 4,4 30° Mittelwert zu 19,95 4,45 30° Mittelwert aufgeklappt 21,35 9,1 30° MittelwertDifferenz auf-zu 1,4 4,65 30° MittelwertDifferenz medial lateral 3,25 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 13 14,3 1. 90° aufgeklappt 14,1 17,9 1. 90° Differenz auf - zu 1,1 3,6 1. 90° Differenz medial lateral 2,5 2. 90° zu 13 14,3 2. 90° aufgeklappt 14,2 17,1 2. 90° Differenz auf - zu 1,2 2,8 2. 90° Differenz medial lateral 1,6 90° Mittelwert zu 13 14,3 90° Mittelwert aufgeklappt 14,15 17,5 90° MittelwertDifferenz auf-zu 1,15 3,2 90° MittelwertDifferenz medial lateral 2,05 Tabelle 10.15. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 4 links vor Implantation

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Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 0° zu 23,1 24,4 1. 0° aufgeklappt 24,1 25,4 1. 0° Differenz auf - zu 1 1 1. 0° Differenz medial lateral 0 2. 0° zu 23,8 24,3 2. 0° aufgeklappt 24,5 24 2. 0° Differenz auf - zu 0,7 0,3 2. 0° Differenz medial lateral 0,4 0° Mittelwert zu 23,45 24,35 0° Mittelwert aufgeklappt 24,3 24,7 0° MittelwertDifferenz auf-zu 0,85 0,65 0° MittelwertDifferenz medial lateral 0,2 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 30° zu 20,6 25,2 1. 30° aufgeklappt 25,8 27,5 1. 30° Differenz auf - zu 5,2 2,3 1. 30° Differenz medial lateral 2,9 2. 30° zu 21,7 26,5 2. 30° aufgeklappt 24,9 26,2 2. 30° Differenz auf - zu 3,2 0,3 2. 30° Differenz medial lateral 2,9 30° Mittelwert zu 21,15 25,85 30° Mittelwert aufgeklappt 25,35 26,85 30° MittelwertDifferenz auf-zu 4,2 1,3 30° MittelwertDifferenz medial lateral 2,9 Messung Flexion medial in mm lateral in mm 1. 90° zu 11,5 17,8 1. 90° aufgeklappt 14,6 22 1. 90° Differenz auf - zu 3,1 4,2 1. 90° Differenz medial lateral 1,1 2. 90° zu 12,7 17,9 2. 90° aufgeklappt 14,8 19 2. 90° Differenz auf - zu 2,1 1,1 2. 90° Differenz medial lateral 1 90° Mittelwert zu 12,1 17,85 90° Mittelwert aufgeklappt 14,7 20,5 90° MittelwertDifferenz auf-zu 2,6 2,65 90° MittelwertDifferenz medial lateral 0,05 Tabelle 10.16. Werte bei Stabilitätsmessung/Stressausübung Körperspender Nr. 4 links nach Implantation

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Experimentelle Implantation von Kniegelenks