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
2
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
3
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
4
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.
5
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
7
8
14
17
18
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
19
20
21
23
23
34
35
44
3. Ergebnisse
3.1. Dauer der Implantationen
3.2.Winkel
3.2.1. a MDFW
3.2.2. m MDFW
46
48
49
6
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
3.3.1.2. Körperspender Nr. 2
3.3.1.3. Körperspender Nr. 3
3.3.1.4. Körperspender Nr. 4
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
50
51
52
53
54
55
56
60
64
68
70
73
76
78
4. Diskussion
4.1. Diskussion
4.2. Schlussfolgerung
79
101
5. Literaturverzeichnis 104
6. akademische Lehrer 116
7. Danksagung 117
8. Anhang 118
7
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
8
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
9
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 d´Intignano [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 O´Connor [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
16
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
17
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.
Körperspender Nr. 2 wog bei einem Alter von 84 Jahren und einer Größe von 158 cm
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.
Körperspender Nr. 3 wog bei einem Alter von 87 Jahren und einer Größe von 156 cm
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.
Körperspender Nr. 4 wog bei einem Alter von 82 Jahren und einer Größe von 152 cm
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
Abb. 2.25. Beispiel 30° Flexion Stressausübung lateral nach Prothesenimplantation
Abb. 2.26. Beispiel 90° Flexion Stressausübung lateral nach Prothesenimplantation
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. Körperspender Nr. 1
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
Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 0° Flexion
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.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in 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
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
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
Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 links
-4-3
-2-1
01
23
medial lateral
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
Grafik 3.15. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 links
Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 0° Flexion
um 0,05 mm. Bei 30° Flexion des Knies erhöhte sich die Differenz zwischen medialer
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.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm
0° 0,55 0,5 30° 0,85 1,3 90° 1,7 2,3
Tabelle 3.16. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 2 links
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
Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 2 links
0
0,5
1
1,5
2
2,5
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
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
3.3.1.2.2 Körperspender Nr. 2 rechts Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei Körperspender Nr. 2 rechts
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
Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 rechts
-4-3
-2-10
1
23
medial lateral
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
Grafik 3.17. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 2 rechts
Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 0° Flexion
um 1,23 mm. Bei 30° Flexion des Knies erhöhte sich die Differenz zwischen medialer
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.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm
0° 2,88 1,65 30° 1,85 4,55 90° 1,35 3,75
Tabelle 3.19. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 2 rechts
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
Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 2 rechts
0
0,5
1
1,5
2
2,5
3
3,5
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.18. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 2 rechts
64
3.3.1.3. Körperspender Nr. 3 3.3.1.3.1 Körperspender Nr. 3 links
Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei 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
Mittelwert 0,28 -0,32 Tabelle 3.21. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 links
Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 links
-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
um 2,2 mm. Bei 30° Flexion des Knies erhöhte sich die Differenz zwischen medialer
und lateraler Aufklappbarkeit um 1,15 mm. Eine Verringerung der Aufklappbarkeit um
3,55 mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem
linken Knie des Körperspenders Nr. 3 eine Verringerung der Differenz zwischen
medialer und lateraler Aufklappbarkeit um 0,07 mm.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm
0° 1,6 2,2 30° 3,65 4,8 90° 4,15 0,6
Tabelle 3.22. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 3 links
65
Flexion in mm 0° 2,2 30° 1,15 90° -3,55
0° - 90° Mittelwert -0,07 Tabelle 3.23. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 3 links
Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 3 links
0
1
2
3
4
5
6
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.20. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 3 links
66
3.3.1.3.2 Körperspender Nr. 3 rechts Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei Körperspender Nr. 3 rechts
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
Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 rechts
-3
-2
-1
0
1
2
3
medial lateral
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
Grafik 3.21. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 3 rechts
Die Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit verringerte sich bei 0° Flexion
um 0,25 mm. Bei 30° Flexion des Knies erhöhte sich die Differenz zwischen medialer
und lateraler Aufklappbarkeit um 0,25 mm. Eine Verringerung der Aufklappbarkeit um
4,5 mm war bei 90° Flexion zu beobachten. Zusammengefasst ergab sich bei dem
rechten Knie des Körperspenders Nr. 3 eine Verringerung der Differenz zwischen der
medialen zur lateralen Aufklappbarkeit von 1,5 mm.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm
0° 1,8 1,55 30° 3,25 3,5 90° 4,8 0,3
Tabelle 3.25. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 3 rechts
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
Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 3 rechts
0
1
2
3
4
5
6
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.22. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 3 rechts
68
3.3.1.4. Körperspender Nr. 4
3.3.1.4.1 Körperspender Nr. 4 links
Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei 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
Mittelwert 0,85 -1,95 Tabelle 3.27. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 4 links
Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 4 links
-3
-2
-1
0
1
2
3
medial lateral
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
Grafik 3.23. Aufklappbarkeitsänderung Körperspender Nr. 4 links
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.
vor Implantation nach Implantation Flexion in mm in mm
0° - 0,2 30° 3,25 2,9 90° 2,05 0,05
Tabelle 3.28. Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 4 links
69
Flexion in mm
0° - 30° -0,35 90° -2
0° - 90° Mittelwert -1,18 Tabelle 3.29. Änderung der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit durch die Implantation bei Körperspender Nr. 4 links
Differnz medial-lateral bei Körperspender Nr. 4 links
0
0,5
1
1,5
2
2,5
3
3,5
0° Flexion 30° Flexion 90° Flexion
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.24. Differenz der medialen und lateralen Aufklappbarkeit bei Körperspender Nr. 4 links
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
allen Knien zusammengefasst bei der Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 1,08
mm (Standardabweichung: 1,27 mm) medial und 1,51 mm (Standardabweichung: 0,99
mm) lateral. Die Differenz zwischen der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit betrug
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
vor Implantationnach Implantation
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
vor Implantationnach Implantation
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
allen Knien zusammengefasst bei der Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 2,50
mm (Standardabweichung: 1,43 mm) medial und 3,92 mm (Standardabweichung: 1,67
mm) lateral. Die Differenz zwischen der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit betrug
2,65 mm (Standardabweichung: 1,18 mm).
Flexion medial in mm lateral in mm 30° Mittelwert zu 14,89 13,19 30° Standardabweichung zu 3,09 4,39 30° Mittelwert aufgeklappt 17,24 17,28 30° Standardabweichung aufgeklappt 2,27 4,87 30° MittelwertDifferenz auf-zu 2,50 3,92 30° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 1,43 1,67 30° MittelwertDifferenz medial lateral 2,65 30° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 1,18
Tabelle 3.35. Werte bei 30° Flexion vor Implantation in 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).
Flexion medial in mm lateral in mm 30° Mittelwert zu 16,94 17,81 30° Standardabweichung zu 3,56 6,04 30° Mittelwert aufgeklappt 18,56 21,13 30° Standardabweichung aufgeklappt 4,10 5,56 30° MittelwertDifferenz auf-zu 1,65 3,48 30° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 1,51 1,79 30° MittelwertDifferenz medial lateral 2,81 30° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 1,65
Tabelle 3.36. Werte bei 30° Flexion nach Implantation in 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
vor Implantation nach Implantation in mm in mm
medial 2,5 1,65 lateral 3,92 3,48
Tabelle 3.37. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 30° Flexion vor und nach der Implantation in mm
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
Mittelwert Differenz auf-zu bei 30° Flexion
00,5
11,5
22,5
33,5
44,5
medial lateral
Aufklappbarkeit
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.27. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 30° Flexion vor und nach der Implantation in mm
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
Mittelwert Differnz medial-lateral bei 30° Flexion
00,5
11,5
22,5
33,5
4
Differenz d. Aufklappbarkeit
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.28. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 30° Flexion in mm
76
3.3.2.3. 90° Flexion Vor der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 90° bei
allen Knien zusammengefasst bei Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 2,96 mm
(Standardabweichung: 1,45 mm) medial und 6,83 mm (Standardabweichung: 5,33 mm)
lateral. Die Differenz zwischen der medialen und lateralen Aufklappbarkeit betrug 4,84
mm (Standardabweichung: 4,88 mm).
Flexion medial in mm lateral in mm 90° Mittelwert zu 15,04 14,92 90° Standardabweichung zu 1,37 4,94 90° Mittelwert aufgeklappt 18,09 22,32 90° Standardabweichung aufgeklappt 2,05 2,26 90° MittelwertDifferenz auf-zu 2,96 6,83 90° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 1,45 5,33 90° MittelwertDifferenz medial lateral 4,84 90° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 4,88
Tabelle 3.40. Werte bei 90° Flexion vor Implantation in mm
Nach der Implantation der Knieendoprothese zeigte sich bei einer Flexion von 90° bei
allen Knien zusammengefasst bei Stressausübung eine Aufklappbarkeit von 3,63 mm
(Standardabweichung: 2,17 mm) medial und 4,98 mm (Standardabweichung: 4,48 mm)
lateral. Die Differenz zwischen der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit betrug 2,83
mm (Standardabweichung: 3,32 mm).
Flexion medial in mm lateral in mm 90° Mittelwert zu 14,82 17,44 90° Standardabweichung zu 1,68 1,30 90° Mittelwert aufgeklappt 18,96 21,09 90° Standardabweichung aufgeklappt 2,44 2,21 90° MittelwertDifferenz auf-zu 3,63 4,98 90° Standardabweichung MittelwertDifferenz auf-zu 2,17 4,48 90° MittelwertDifferenz medial lateral 2,83 90° Standardabweichung MittelwertDifferenz medial lateral 3,32
Tabelle 3.41. Werte bei 90° Flexion nach Implantation in mm
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
vor Implantation nach Implantation in mm in mm
medial 2,96 3,63 lateral 6,83 4,98
Tabelle 3.42. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 90° Flexion vor und nach der Implantation in mm
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
Mittelwert Differenz auf-zu bei 90° Flexion
012345678
medial lateral
Aufklappbarkeit
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.29. Mittelwert der Aufklappbarkeit der Knie bei 90° Flexion vor und nach der Implantation in mm
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
Mittelwert Differnz medial-lateral bei 90° Flexion
00,5
11,5
22,5
33,5
4
Differenz d. Aufklappbarkeit
Auf
klap
pbar
keit
in m
m
vor Implantationnach Implantation
Grafik 3.30. Mittelwerte der Differenz der medialen zur lateralen Aufklappbarkeit vor und nach der Implantation bei 90° Flexion in mm
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
5. Literaturverzeichnis
1. Albee FH (1928) Original features in arthroplasty of the knee with improved
prognosis. Surg Gynecol Obstet 47:312-328
2. Amiot LP, Labelle H, DeGuise JA, Sati M, Bodeur P, Rivard CH (1995)
Computer – assisted pedicle screw fixation – a feasibility study. Spine 20(10):
1208-1212
3. Baer WS (1918) Arthroplasty with the aid of animal membrane. Am J Orthop
Surg 16:1-29
4. Bargren JH, Blaha JD, Freeman MA (1983) Alignment in total knee arthroplasty.
Correlated biomechanical and clinical observations. Clin Orthop 173: 178-183
5. Bäthis H, Perlick L, Tingart M, Lüring C, Zurakowski D, Grifka J (2004)
Alignment in total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg 86:682-687
6. Berger RA, Crossett LS, Jacobs J J, Rubash HE (1998) Malrotation Causing
Patellofemoral Complications After Total Knee Arthroplasty. Clin Orthop Relat
Res. 356: 144-153
7. Berger RA, Rubash HE, Seel MJ, Thompson WH, Crossett LS (1993)
Determining the rotational alignment of the femoral component in total knee
arthroplasty using the epicondylar axis. Clin Orthop 286: 40-47
8. Börner M, Bauer A, Lahmer A (1997) Computergestützter Robotereinsatz in der
Hüftendoprothetik. Unfallchirurg 100: 640-645
9. Buechel FF (2003) Die Knieendoprothese In: Konermann W, Haaker R (Hrsg.)
(2003) Navigation und Robotik in der Gelenk- und Wirbelsäulenchirurgie.
Springer, Berlin Heidelberg New York Hongkong London Mailand Paris Tokio, 1.
Aufl. S. 181-186
10. Buechel FF, Pappas MJ (1986) The New Jersey low-contact-stress knee
replacement system: biomechanical rationale an review of the first 123 cemented
cases. Arch Orthop Traum Surg 105: 197-204
11. Callaghan JJ, Squire MW, Goetz DD, Sullivan PM, Johnston RC (2000)
Cemented rotating-platform total knee replacement. A nine to twelve-year follow-
up study. J Bone Joint Surg 82: 705–711
105
12. Callahan CM, Drake BG, Heck DA, Dittus RS (1995) Patient outcomes following
unicompartimental or bicompartimental knee arthroplasty. A meta-analysis. J
Arthroplasty 10: 141-150
13. Campbell WC (1940) Interposition of vitallium plates in arthroplasties of the knee.
Preliminary report. Am J Surg 47:639-641
14. Chauhan SK, Scott RG, Breidahl W, Beaver RJ (2004) Computer-assisted knee
arthroplasty versus conventional jig-based technique. A randomised, prospective
trial. J Bone Joint Surg Br 86: 372–7
15. Clarke RH, Horsley V (1906) On a method of investigating the deep ganglia and
tracts of the central nervous system (cerebellum). Br Med J 2:1799-1800
16. Clemens U, Miehlke RK, Kohler S, Kiefer H, Jenny JY, Konermann W (2003)
Computerassistierte Navigation mit dem OrthoPilot-System und der Search-
Evolution-Knieendoprothese – Ergebnisse einer Multicenter-Studie. In:
Konermann W, Haaker R (Hrsg.) (2003) Navigation und Robotik in der Gelenk-
und Wirbelsäulenchirurgie. Springer, Berlin Heidelberg New York Hongkong
London Mailand Paris Tokio, 1. Aufl. S. 207-216
17. Colombet PH, Amador FR (2004) Evaluation of the Use of the Praxim Navigation
System with the Rotating Platform TRI CCC TKR Prosthesis. In: Langlotz F,
Davies B, Stulberg SD (Hrsg) 4th Annual Meeting of CAOS-International
Proceedings, Chicago, S. 7
18. Coventry MB, Finerman GAM, Riley LH et al. (1972) A new geometric knee for
total knee arthroplasty. Clin Orthop 94:171-184
19. Delp SL, Stulberg SD, Davies B, Picard F, Leitner F (1998) Computer assisted
knee replacement. Clin Orthop 354: 49–56
20. DePalma AF (1954) Diseases of the knee. JB Lippincott Co, Philadelphia,
London, Montreal
21. DiGioia AM, Jaramaz B, Blackwell M et al. (1998) Image guided navigation
system to measure intraoperatively acetabular implant alignment. Clin Orthop
355: 8-22
22. Dunbar MJ (2001) Subjective outcomes after knee arthroplasty. Acta Orthop
Scand Supp 72: 1–63
106
23. Eckhoff DG, Montgomery WK, Stam ER, Kilocoyne RF (1996) Location of the
Femoral Sulcus in the Osteoarthritic Knee. Journal of Arthroplasty 11: 163
24. Fadda M, Vertelli D, Martelli S, Marcacci M, Dario P, Paggetti C, Camella D,
Trippi D (1997) Computer assisted planning for total knee arthroplasty. In: Toccaz
J, Grimson E, Moesges R (Hrsg.) CVRMed-MRCAS´97. Springer, Berlin
Heidelberg New York Tokyo, S. 663-671
25. Feng EL, Stulberg SD, Wixson RL (1994) Progressive subluxation and
polyethylene wear in total knee replacements with flat articular surfaces. Clin
Orthop 299: 60-71
26. Firma Genesis (1997) Genesis II Design Advantages – Introduction S. A.1-A.6
27. Flivik G, Ljung P, Rydholm U (1990) Fracture of the tibial tray of the PCA knee.
A case report of early failure caused by improper design. Acta Orthop Scand 61:
26-28
28. Freeman MAR, Swanson SAV, Todd RC et al. (1973) Total replacement of the
knee using the Freeman Swanson Prosthesis. Clin Orthop 94:153-170
29. Gluck T (1890) Die Invaginationsmethode der Osteo- und Arthroplastik. Berliner
Klinische Wochenschrift 19: 732
30. Goodfellow JW, O´Connoer J (1978) Kinematics of the knee and prosthesis
design. J Bone Surg (Br) 59:119
31. Goodfellow JW, O´Connor J (1986) Oxford clinical results of the Oxford knee.
Surface arthroplasty of the tibiofemoral joint with a meniscal bearing prosthesis.
Clin Orthop Rel Res 205: 21-42
32. Gunston FH (1971) Polycentric knee arthroplasty. J Bone Joint Surg (Br) 53:272-
275
33. Hastings DE, Hewitson WA (1973) Double hemiarthroplasty of the knee in
rheumatoid arthritis. J Bone Joint Surg (Br) 55:112-118
34. Heeckt R, Rühl M, Buchhorn G et al. (1999) Computer Assisted Surgical Planning
and Robotics mit dem CASPAR-System. In: Jerosch J, Nicol K, Peikenkamp K
(Hrsg) Rechnergestützte Verfahren in der Orthopädie und Unfallchirurgie.
Steinkopf-Verlag, Darmstadt, S. 414-433
107
35. Heese O, Gliemroth J, Kehler U, Knopp U, Arnold H (1999) A new technique for
attaching a stereotactic frame to the head. Minim Invasive Neurosurg 42(4): 179-
181
36. Helferich E (1894); Ein neues Operationsverfahren zur Heilung der knöchernen
Kiefergelenksankylose. Arch Klin Chir 48:864
37. Hood RW, Vanni M, Insall JN (1981) The correction of knee alignment in 225
consecutive total condylar knee replacements. Clin Orthop 160: 94–105
38. Insall JN, Scott WN, Ranawat CS (1979) The total condylar knee prosthesis: the
first 5 years. Clin Orthop Relat Res 145: 68-77.
39. Janecek M, Bucek B, Hart R (2001) OrthoPilot – Computernavigation der
Endoprothese des Kniegelenks. Acta Chir Austriaca 33:175
40. Jeffery RS, Morris RW, Denham RA (1991) Coronal alignment after total knee
replacement. J Bone Joint Surg 73: 709–714
41. Jenny JY, Boeri C (2001) Computer-assisted implantation of total knee
arthroplasty: a case-controlled study in compariscon with classical
instrumentation. Rev Chir Orthop Reparative Appar Mot 87: 645-652
42. Jerosch J, Fuchs S, Heisel J (1997) Kniegelenksendoprothetik - eine
Standortbestimmung. Dtsch Ärztebl 94: 372–376
43. Jones WN; Aufranc OE, Kermond WL (1967) Mold arthroplasty of the knee. J
Bone Joint Surg (Am) 49:1022
44. Julliard R, Lavallée S, Dessenne V (1998) Computer assisted reconstruction of the
anterior cruciate ligament. Clin Orthop 354: 57-64
45. Kalairajah Y, Simpson D, Cossey AJ, Verrall GM, Spriggins AJ (2005) Blood loss
after total knee replacement: effects of computer-assisted surgery. J Bone Joint
Surg Br. 87:1480-2.
46. Kienzle TC, Stulber SD, Peshkin M, Quaid A, Lea J, Goswami A, Wu CH (1996)
A computer assisted total knee replacement surgical system using a calibrated
robot. In: Taylor RH, Lavallée S, Burdea GC, Moesges R (Hrsg.) Computer
integrated surgery: technology and clinical applications. MIT Press, London, S.
409-423
108
47. Kienapfel H, Springorum HP, Ziegler A et al. (2003) Der Einfluss der Femur- und
Tibiakomponentenrotation auf das patellofemorale Versagen beim künstlichen
Kniegelenksersatz. Orthopäde 32: 312-318
48. Kinzl L, Gebhard F, Keppler P (2004) Total knee arthroplasty - navigation as the
standard. Chirurg 75: 976-81
49. Kohn D, Rupp S (1999) Alloarthroplastik des Kniegelenks. Orthopäde 27: 975-
995
50. Kohn D, Rupp S (2000) Knieendoprothetik – Operationstechische Aspekte.
Orthopäde 29: 697-707
51. Konermann W, Saur MA (2002) Postoperatives Alignment von konventionell und
navigiert implantierten Knietotalprothesen. In: Konermann W. Haaker R (Hrsg)
Navigation und Robotik in der Gelenk- und Wirbelsäulenchirurgie. Springer,
Berlin Heidelberg New York Tokio, S. 189-198
52. König A, Kirschner S (2003) Langzeitergebnisse in der Knieendoprothetik.
Orthopäde 32: 516–526
53. Krackow KA, Bayers-Thering M, Phillips MJ, Mihalko WM (1999) A new
technique for determining proper mechanical axis alignment during total knee
arthroplasty: progress toward computer-assisted TKA. Orthopedics 22: 698–702
54. Kraft GL, Levinthal DN (1954) Acrylic prothesis replacing lower end of the femur
for begin giant – cell tumor. J Bone Joint Surg (Am) 36:368-374
55. Kuhns JG, Potter TA (1950) Nylon arthroplasty of the knee joint in chronic
arthritis. Surg Gynec Obstet 91:351-362
56. Kunz M, Sati M, Langlotz F, Nolte LP (2000) Computergestützte
Prothesenimplantation. In: Eulert J, Hassenpflug J (Hrsg.) (2000) Praxis der
Knieendoprothetik. Springer, Berlin, S. 85-91
57. La Palombara PF, Fadda M, Martelli S, Marcacci M (1997) Minimally invasive
3D data registration in computer and robot assisted total knee arthroplasty. Med
Biol Eng Comput 35: 600-610
58. Lacheretz M (1953) Traitment des ankylose. Rev Chir Orthop 39:495ff
59. Laskin RS (1995) Flexion space configuration in total knee arthroplasty. J
Arthroplasty 10: 657-660
109
60. Lavallée S (1989) Geste medico-chirurgicaux assistés par ordinateur: application à
la neurochirurgie stéréotaxique. Thèse, genie biologique et medical, Grenoble
61. Lavallée S, Sautot P, Troccaz J, Cinquin P, Merloz P (1995) Computer – assisted
spine surgery: a technique for accurate transpedicular screw fixation using CT data
and a 3D optical localizer. J Image Guid Surg 1: 65-73
62. Leitner F, Picard F, Minfelde R, Schulz HJ, Cinquin P, Saragaglia D (1997)
Computer assisted surgical total knee replacement. In: Troccaz J, Grimson E,
Moesges R (Hrsg.) CVRMed-MRCAS´97. Springer, Berlin Heidelberg New York
Tokyo, S. 629-637
63. Lexter E (1925) Joint transplantation and arthroplasty. Surg Gynec and Obstet
40:782-809
64. Lowe LW, Kates A, Kay AGL (1972) MacIntosh arthroplasty in the rheumatoid
knee. J Bone Joint Surg (Br) 54:170
65. Lüring C, Bäthis H, Tingart M, Perlick L, Grifka J (2005) Die
navigationsgestützte Knieendoprothetik: Eine Standortbestimmung unter
evidenzbasierten Kriterien. Dtsch Ärztebl 102: A 2320–2325
66. Lüring C, Hüfner T, Kendoff D, Perlick L, Bäthis H, Grifka J, Krettek C (2004)
Beeinflusst der Zugangsweg die intraoperativ gemessene Beinachse in der
Knieendoprothetik ? Eine navigationsgestützte Studie am Kadaverknie.
Unfallchirurg 108: 274-278
67. Lüring C, Hüfner T, Perlick L, Bäthis H, Krettek C, Grifka J (2005)
Weichteilmanagement bei der Varusgonarthrose. Der navigationsgestützte
schrittweise mediale Bandrelease. Orthopäde 34: 1118-1124
68. MacIntosh DL (1958) Hemiarthroplasty of the knee using a space- occupying
prothesis for painful Varus and Valgus deformities. J Bone Joint Surg (Am)
40:1431
69. Majnoni d´Intinano JM (1950) Articulation totales en resine acrylique. Rev
d´Orthop 36 :535-537
70. Malkani AL, Rand JA, Bryan RS, Wallrichs SL (1995) Total knee arthroplasty
with the kinematic condylar prosthesis. A ten-year follow-up study. J Bone Joint
Surg 77: 423–431
110
71. Martin A, Sukopp C, Strempel A (2004) CT-free Vectorvision System for Total
Knee Arthroplasty – prospective comparative Study of navigated and conventional
Implantation. In: Langlotz F, Davies B, Stulberg SD (Hrsg) 4th Annual Meeting of
CAOS-International Proceedings, Chicago, S. 92
72. Mazas FB (1973) Guepar total knee prosthesis. Clin Orthop 94: 211-221
73. McKeever DC (1955) Patellar prothesis. J Bone Joint Surg (Am) 37:1074-1084
74. Menschik A (1987) Biometrie. Das Konstruktionsprinzip des Kniegelenks, des
Hüftgelenks, der Beinlänge und der Körpergröße. Springer, Berlin Heidelberg
New York Tokio
75. Merloz Ph, Cinquin P (1994) Geste medico-chirurgical assisté par ordinateur:
application à la visée automatisée du pédicule vertebral. Etude expérimentale. Rev
Chir Orthop 80 (Suppl I): 124-25
76. Meyers MH, Akeson W, Convery R (1989) Resurfacing of the knee with fresh
osteochondral allograft. J Bone Joint Surg (Am) 71:704-713
77. Mielke RK, Clemens U, Jens JH, Kershally S (2001) Navigation in der
Knieendoprothetik – vorläufige klinische Erfahrungen und prospektiv
vergleichende Studie gegenüber konventioneller Implantationstechnik. Orthop
139: 109-116
78. Moeys EJ (1954) Metal alloplasty of the knee joint. An experimental study. J
Bone Joint Surg (Am) 36:363-367
79. Monto RR, Garcia J, Callghan JJ (1990) Fatal fat embolism following total
condylar knee arthroplasty. J Arthroplasty 5: 291-299
80. Moreland JR (1988) Mechanisms of failure in total knee arthroplasty. Clin Orthop
226: 49-64
81. Müller W (1982) Das Knie. Form, Funktion und ligamentäre
Wiederherstellungschirurgie. Springer, Berlin Heidelberg New York
82. Murphy JB (1905) Ankylosis. Arthroplasty, clinical and experimental. J Am Med
Arthrop 44:1573
83. Murray DG (1982) Total knee replacement with a variable axis prothesis. Orthop
Clin North Am 101:155-172
84. Murray DG (1991) History of Total Knee Replacement. In: Laskin RS (1991)
Total Knee Replacement. Springer, London, 1. Aufl. S. 3-15
111
85. Nolte LP, Zamorano LJ, Visarius H, Berlemann U, Langlotz F, Arm E,
Schwarzenbach O (1995) Clinical evaluation of a system for precision
enhancement in spine surgery. Clin Biomech 10: 293-303
86. Oberst M, Bertsch C, Lahm A, Wuerstlin S, Holz U (2006) Regression and
correlation analysis of preoperative versus intraoperative assessment of axes
during navigated total knee arthroplasty. Comput Aided Surg. 11: 87-91
87. Oberst M, Bertsch C, Wuerstlin S, Holz U (2004) Navigated versus freehand
Implantation in TKA. First results of a controlled, randomised Study. In: Langlotz
F, Davies B, Stulberg SD (Hrsg) 4th Annual Meeting of CAOS-International
Proceedings, Chicago, S. 96
88. Oberst M, Bretsch C, Würstlin S, Holz U (2003) CT-Analyse der Beinachse nach
konventioneller vs. navigierter Knieendoprothese. Unfallchirurg 106: 941-948
89. Olcott CW, Scott RD (1999) The Ranwat Award. Femoral component rotation
during total knee arthroplasty. Clin Orthop 367: 39-42
90. Olcott CW, Scott RD (2000) Determining proper femoral component rotational
alignment during total knee arthroplasty. Am J Knee Surg 13: 166-168
91. Olcott CW, ScottRD (2000) A comparison of 4 intraoperative methods to
determine femoral component rotation during total knee arthroplasty. J
Arthroplasty 15: 22-26
92. Ossendorf C, Fuchs B, Koch P (2006) Femoral stress fracture after computer
navigated total knee arthroplasty. Knee 2006 Jul 11; [Epub ahead of print]
93. Paley, Tetsworth Physiologische Achsen und Winkel der unteren Extremität;
Maryland Center vor Limb Lengthening and Reconstruction
94. Parrish FF (1966) Treatment of bone tumors by total excision and replacement
with massiv autologous and homologous grafts. J Bone Joint Surg (Am) 48:969-
990
95. Pavone V, Boettner F, Fickert S, Sculco TP (2001) Total condylar knee
arthroplasty: a long-term followup. Clin Orthop 388: 18–25
96. Perlick L, Bäthis H, Grifka J (2002) Knieendoprothesennavigation mit dem CT-
freien VectorVision-System In: Konermann W, Haaker R (Hrsg.) (2003)
Navigation und Robotik in der Gelenk- und Wirbelsäulenchirurgie. Springer,
112
Berlin Heidelberg New York Hongkong London Mailand Paris Tokio, 1. Aufl. S.
245-249
97. Perlick L, Bathis H, Lerch K, Luring C, Tingart M, Grifka J (2004) Der
navigationsgestützte bicondyläre Oberflächenersatz bei der sekundären
Gonarthrose des RA-Patienten im Vergleich zur konventionellen
Implantationstechnik. Z Rheumatol 63: 140-146
98. Perlick L, Bäthis H, Tingart M, Perlick C, Grifka J (2004) Navigation in total-
knee arthroplasty - CT-based implantation compared with the conventional
technique. Acta Orthop Scand 75: 464-470
99. Pickett JC, Stoll DA (1979) Patellaplasty or patellectomy? Clin Orthop 144:103-
106
100. Pilot Study: Genesis Tibial Tray Micromotion. Testing conduced by Orthopedics
Biomechanics Institute Salt Lake City (1994)
101. Potter TA, Weinfeld MS, Thomas WH (1972) Arthroplasty of the knee in
rheumatoid arthritis and osteoarthritis. J Bone Joint Surg (Am) 54:1-23
102. Ranawat CS, Sculco TP (1985) History of the Development of Total Knee
Prosthesis at The Hospital for Special Surgery. In: Ranawat CS (1985) Total-
Condylar Knee Arthroplasty – Technique, Results, and Complications. Springer,
New York, 1. Aufl. S.3-6
103. Ranawat CS, Shine JJ (1973) Duocondylar total knee arthroplasty. Clin Orthop
94:185-195
104. Rand JA, Coventry MB (1988) Ten-year evaluation of geometric total knee
arthroplasty. Clin Orthop 232: 168–173
105. Ries MD, Salehi A, Laskin RS, Bourne R, Rand J, Gustilo R (1998) Can
Rotational Congruity Be Achieved in Both Flexion and Extension When the
Femoral Component is Externally Rotated in TKA? The Knee 5: 37-41
106. Ritschl R, Machacek F, Fuiko R (2003) Das Galileo-System. Eine integrierte
Lösung aus Navigation und Robotic zur Implantation von Knietotalendprothesen.
In: Konermann W, Haaker R (Hrsg.) (2003) Navigation und Robotik in der
Gelenk- und Wirbelsäulenchirurgie. Springer, Berlin Heidelberg New York
Hongkong London Mailand Paris Tokio, 1. Aufl. S. 225-229
113
107. Ritter MA, Faris PM, Keatin EM, Meding JB (1994) Postoperative alignment of
total knee replacement. Its effect on survival. Clin Orthop 299: 153-156
108. Robinson M, Eckhoff D, Reinig K, Bagur M, Bach J (2006) Variability of
Landmark Identification in Total Knee Arthroplasty. Clin Orthop 442: 57-62
109. Saragaglia D, Picard F (2003) Computergestützte Implantation von
Knietotalendoprothesen ohne präoperative bildgebende Verfahren: Das
kinematische Modell. In: Konermann W, Haaker R (Hrsg.) (2003) Navigation und
Robotik in der Gelenk- und Wirbelsäulenchirurgie. Springer, Berlin Heidelberg
New York Hongkong London Mailand Paris Tokio, 1. Aufl. S. 199-206
110. Saragaglia D, Picard F., Chaussard C, Montbarbon E, Leitner F, Cinquin P (2001)
Computer-assisted knee arthroplasty: Comparison with a conventional procedure.
Results of 50 cases in a prospective randomised study. Rev Chir Orthop Repatrice
Appar Mot 87: 18-28
111. Schai PA, Thornhill TS, Scott RD (1998) Total knee arthroplasty with the PFC
system. Results at a minimum of ten years and survivorship analysis. J Bone Joint
Surg 80: 850–858
112. Scott WN, Rozbruch JD, Otis JC et al. (1978) Clinical and biomechanical
evaluation of patella replacement in total knee arthroplasty. Orthop Trans 2:203
113. Shiers LGP (1954) Arhtroplasty of the knee. Preliminary report of a new method.
J Bone Joint Surg (Br) 36 :553-560
114. Shiers LGP (1961) Hinge arthroplasty for arthritis. Rheumat 17:54-62
115. Siegel JL, Shall LM (1991) Femoral instrumentation using the anterior superior
iliac spine as a landmark in total knee arthroplasty. An anatomic study. J
Arthroplasty 6(4): 317-320
116. Siston RA, Patel JJ, Goodman SB, Delp SL, Giori NJ (2005) The Variability of
Femoral Rotational Alignment in Total Knee Arthroplasty. J Bone Joint Surg Am.
87: 2276-2280
117. Skolnick MD, Bryan RS, Peterson LFA et al. (1976) Polycentric total knee
arthroplasty. A two-year follow-up study. J Bone Joint Surg (Am) 58:743-748
118. Sparmann M, Wolke B (2003) Stellenwert der Navigation und Roboterchirurgie
bei Knie-Totalendoprothesen. Orthopäde 32: 498-505
114
119. Sparmann M, Wolke B, Czupala H, Banzer D, Zink A (2003) Positioning of total
knee arthroplasty with and without navigation support. A prospective, randomised
study. J Bone Joint Surg 85:830-835
120. Stiehl JB, Cherveny PM (1996) Femoral rotational alignment using the tibial shaft
axis in total knee arthroplasty. Clin Orthop 331: 47-55
121. Stukenborg-Colsman C, Hurschler C, Ostermeier S, Knabe K, Windhagen H,
Gosse E (2003) Capabilities and Limits of Kinematically Based Navigation
Systems in Total Knee Arthroplasty. In: Stiehl JB, Konermann WH, Haaker RGA
(2003) Navigation and Robotics in Total Joint and Spine Surgery. Springer,
Berlin, 1. Aufl. S. 324-329
122. Stulberg CD, Loan P, Sarin V (2002) Computer-assisted navigation in total knee
replacement: results of an initial experience in thirty-five patients. J Bone Joint
Surg 84: 90-98
123. Taylor RH, Joskowicz L, Williamson B et al. (1999) Computerintegrated revision
total hip replacement surgery: concept and preliminary results. Med Image Anal 3:
301-319
124. Tew M, Waugh W (1985) Tibiofemoral alignment and the results of knee
replacement. J Bone Joint Surg 67: 551–556
125. Townley CO (1964) Articular-plate replacement arthroplasty for the knee joint.
Clin Orthop 36:77-85
126. Verneuil A (1860) De la creation d´une fausse articualtion par section ou resection
partielle de l´os maxillaire inferieur, comme moyen de remedier a l´ankylose vraie
ou fausse de la machoire inferieure. Arch Gen Med 5e serie 15, 174, 284
127. Verneuil AS (1863) Affection articular du genou. Arch Med.
128. Walldius B (1957) Arhtroplasty of the knee using an endoprostheses. Acta Orthop
Scand [Suppl] 24
129. Wasielewski RC, Galante JO, Leighty RM, Natarajan RN, Rosenberg AG (1994)
Wear patterns on retrieved polyethylene tibial inserts and their relationship to
technical considerations during total knee arthroplasty. Clin Orthop 299: 31-43
130. Waugh TR, Smith RC, Orofino CF et al. (1973) Total knee replacement. Clin
Orthop 144:94-97
115
131. Westrich GH, Laskin RS, Haas SB, Sculeo TD (1994) Resection Speciem
Analysis of Tibial Coverage in Total Knee Arthroplasty. Clin Orthop 309: 163-
175
132. Whiteside LA (1999) Selective ligament release in total knee arthroplasty of the
knee in valgus. Clin Orthop 367: 130-140
133. Whiteside LA, Arima J (1995) The anteroposterior axis for femoral rotational
alignment in valgus total knee arthroplasty. Clin Orthop 321: 168-172
134. Windhagen H, Thorey F, Ostermeier S, Emmerich J, Wirth CJ, Stukenborg-
Colsman C (2005) Das Navigatorkonzept Prozessoptimierung in der navigierten
Knieendoprothetik. Orthopäde 34: 1125-1130
135. Young HH (1963) Use of a hinged vitallium prosthesis for arthroplasty of the
knee. A preliminary report. J bone Joint Surg (Am) 45:1627-1642
136. Zukor DJ, Oakeshott RD, Gross AE (1989) Osteochondral allograft reconstruction
of the knee. AM J Knee Surg Z:182-191
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
10.2.3. Körperspender Nr.2 links 124 – 125
10.2.4. Körperspender Nr. 2 rechts 126 – 127
10.2.5. Körperspender Nr.3 links 128 – 129
10.2.6. Körperspender Nr. 3 rechts 130 – 131
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
127
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
129
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
130
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
131
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
132
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
133
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