AE-Manual der Endoprothetik
Autoren
Philipp Bergschmidt, Martin Darowski, Johannes Bonacker, Niklas Leubert, Märuan Kebbach und Wolfram Mittelmeier

Biomechanik des endoprothetisch versorgten Kniegelenks

Die Endoprothetik des Kniegelenks hat sich weltweit als operatives Verfahren in der Behandlung der Gonarthrose etabliert. Bisher ist es jedoch nicht möglich die komplexe Biomechanik des Kniegelenkes mit einem endoprothetischen Ersatz nachzubilden. Eine Vielzahl von Innovationen im Implantatdesign, Implantatmaterial und in der Operationstechnik zeigen vielversprechende Ansätze.

Einleitung

Die Endoprothetik des Kniegelenks hat sich weltweit als operatives Verfahren in der Behandlung der Gonarthrose etabliert. Ziel der Kniegelenkendoprothetik ist neben der Linderung von Schmerzen, die Wiederherstellung der Mobilität und der damit verbundene Gewinn an Lebensqualität. Die rasche Wiederherstellung der Geh- und Belastungsfähigkeit des Gelenkes steht dabei im Vordergrund.
Die Häufigkeit von Kniegelenkarthrosen nimmt durch erhöhte Prävalenzraten im Alter und stetig steigende Lebenserwartung der Bevölkerung zu. Bei Patienten jenseits des 60. Lebensjahres besteht eine röntgenbildmorphologische Prävalenz von 20–40 %, von denen ca. 1/3 symptomatisch ist. Weitere, seltenere Ursachen sind Arthritiden, Fehlstellungen, Frakturen oder maligne Erkrankungen (Hemschemeier et al. 2018).
Die Fallzahlen der primären Knieendoprothetik in Deutschland zeigen eine steigende Tendenz. Zwischen 2013 und 2017 nahmen die Implantationszahlen um 18,5 % auf 191.272 und im Vergleich zu 2005 um 48,3 % zu (2005: 128.932; Hemschemeier et al. 2018; Statistisches Bundesamt 2018). Hintergrund ist neben dem demografischen Wandel auch die steigende Qualität der Versorgung und die Erlangung eines hohen Maßes an Sicherheit, sodass zunehmend auch jüngere aktive Patienten mit hohen Ansprüchen an die Funktion endoprothetisch versorgt werden (Bergschmidt et al. 2008; Kircher et al. 2007). Der Fallzahlanstieg in der Personengruppe <60 Jahre zwischen 2005 und 2017 liegt bei 123,6 % (Statistisches Bundesamt 2018).
Die Kinematik und Kinetik des natürlichen Kniegelenks zeigen eine hohe Komplexität. Als Drehscharniergelenk besitzt das menschliche Knie insgesamt 6 Freiheitsgrade, davon 3 Verschiebungs- (Translation) und 3 Drehbewegungsfreiheitsgrade (Wagner und Schabus 1982):
  • Translation zwischen Femur und Tibia in sagittaler Richtung,
  • Translation zwischen Femur und Tibia in transversaler Richtung,
  • Rotation um die transversale Achse (Extension/Flexion),
  • Rotation um die longitudinale Achse (Rotation der Tibia gegen Femur),
  • Rotation um die sagittale Achse (Varus-/Valguskippung),
  • Distraktion und Kompression des Kniegelenks in longitudinaler Richtung.
Die Hauptbewegungsrichtung, Flexions-/Extensionsbewegung, im Kniegelenk ist von Fick als Roll- und Gleitbewegung der femoralen Kondyle auf der tibialen Gelenkfläche beschrieben worden (Fick 1904). Während der anfänglichen Beugung findet ein reines Rollen statt. Ab einem Beugungswinkel von 20–30° gleiten die Gelenkflächen aufeinander und die Gelenkkontakte, insbesondere am lateralen Tibiaplateau, wandern nach posterior (negatives Rollback), um so den Hebelarm des M. quadriceps femoris zu optimieren. In der Transversalebene zwischen 0° auf 120° kommt es somit zu einer Verschiebung des lateralen Kontaktpunktes um ca. 2 cm nach dorsal, während der mediale etwa unverändert bleibt (Freeman und Pinskerova 2005). Im Gegenzug wird bei endgradiger Streckung durch die Konvexität der lateralen Tibiagelenkfläche automatisch eine Schlussrotation der Tibia um ca. 10° nach außen durchgeführt, welche zu einer Vergrößerung der femorotibialen Kontaktfläche in voller Streckung führt (Kummer 2005; Müller et al. 1982). Eine Beugung ist bis etwa 150° und eine Rotationsbewegung bei gebeugtem Knie von etwa 45–60° möglich. Das Kniegelenk wird bei weitgehend fehlender Knochenführung durch einen aufwendigen Kapsel-Band-Apparat und die umgebende Muskulatur stabilisiert, welches wesentlichen Einfluss auf die Kinematik des Kniegelenks besitzt (Wagner und Schabus 1982).
Ein anschauliches Modell des Bewegungsablaufes stellt das überschlagene Gelenkviereck dar (Menschik 1974). Während der Bewegung im Kniegelenk verlagert sich die momentane Drehachse und befindet sich jeweils im Kreuzungspunkt beider Schwingen (vorderes und hinteres Kreuzband). Bei starrem Steg (Femur) und beweglicher Koppel (Tibia) wird die Bewegungsbahn (Kurve) des Kreuzungspunktes als Rastpolkurve bezeichnet (Kummer 2005).
Die physiologische Kinematik des Kniegelenks, insbesondere das Zusammenspiel der knöchernen Strukturen mit dem Kapsel-Band-Apparat, ist somit hochkomplex und es bleibt Herausforderung der Endoprothetik, dies bestmöglich nachzubilden. Die Implantation eines künstlichen Gelenkersatzes führt abhängig vom Design jedoch weiterhin zu einer speziellen und veränderten Belastungs- und Bewegungssitutation am Kniegelenk. Aus geometrischen Gründen kann aktuell das natürliche Roll-Gleitverhalten nicht nachgebildet werden, d. h. bei handelsüblichen Knieendoprothesen verschieben sich die Gelenkkontakte nur geringfügig, sodass eine kombinierte Roll-Gleitbewegung mit negativem Roll-back nicht stattfindet. Die Kinematik von ungekoppelten Knieendoprothesen konnte von einigen Arbeitsgruppen (Freeman und Pinskerova 2005; Johal et al. 2005) anhand von MRT-Aufnahmen präzise beschrieben werden. Das Kniegelenk stellt intraoperativ besondere Ansprüche an die Anpassung der Kinematik neben der korrekten dreidimensionalen Einstellung der Achsverhältnisse. Zusätzlich müssen Weichteilverhältnisse sowie propriozeptive Aspekte berücksichtigt werden.

Numerische Simulation der Gelenkbiomechanik nach endoprothetischem Ersatz

Die Überprüfung der detaillierten Kinematik und Kinetik nach Implantation eines künstlichen Kniegelenks beruht in der Regel auf instrumentierten Ganganalysen und auf In-vivo-Messungen an instrumentierten Knieendoprothesen. Die präklinische Testung des postoperativen Zustandes findet im Modellversuch mittels Kniesimulatoren statt, bei denen überwiegend Standardtests gemäß ISO-Norm umgesetzt oder Parameter aus In-vivo-Messungen verwendet werden (Grupp et al. 2017; ISO 14243-1:2009; Schwiesau et al. 2014). Die dabei zugrunde liegenden Voraussetzungen bilden Standardbelastungen im Alltag ab. Obwohl Testungen in Kniesimulatoren für die Prüfung von Materialeigenschaften unerlässlich sind, stellt die Dauer der Messungen (ca. 2 Monate bei einer Geschwindigkeit von 1 Hz und 5 Mio. Gangzyklen) eine hohe zeitliche und ökonomische Hürde dar. Weiterhin werden in Kniesimulatoren Standardbewegungen untersucht, bei denen das muskuloskelettale System keine Berücksichtigung findet. In-vivo-Testungen mit instrumentierten Knieendoprothesen sind hingegen durch ethische Grenzen und durch die intraoperativ einmalige Festlegung der Implantationsparameter limitiert.
Neben In-vitro- und In-vivo-Messungen bietet die numerische Simulation einen wichtigen Ansatz zur Analyse biomechanischer Fragestellungen in der orthopädischen Chirurgie. Durch unterschiedliche Computermodelle kann, unter Einbindung des muskuloskelettalen Systems, der Einfluss von implantat- und patientenspezifischen Parametern auf die Biomechanik des Kniegelenks analysiert werden.
Die numerische Simulation der biomechanischen Beanspruchung einer Knieendoprothese in situ erfordert zunächst eine sinnvolle Modellbildung. Über die Methode des Reverse Engineering werden aus CT/MRT-Datensätzen Knochenstrukturen segmentiert, dreidimensional rekonstruiert und in CAD-Modelle (computer-aided design) umgewandelt. Anschließend können weitere Strukturen wie Muskeln, Bänder und Sehnen unter Berücksichtigung anatomischer Landmarken implementiert und eine Endoprothese virtuell implantiert werden. Hierbei können unterschiedliche intraoperative Szenarien der Implantation berücksichtigt werden.
Je nach Fragestellung kommen bei der numerischen Simulation von Kniegelenken in der Regel die Mehrkörpersimulation (MKS) und die Finite-Element-Methode (FEM) zum Einsatz.
Bei der klassischen MKS (Abb. 1) werden Knochen als massebehaftete starre Körper beschrieben, welche durch Kopplungselemente (Gelenke oder Kraftelemente) miteinander verbunden sind und unter Einfluss von diskreten Kräften oder Momenten stehen (Woernle 2016). Nach Segmentierung und Rekonstruktion des Knochens aus CT-Daten können Muskeln mit entsprechender Muskelgeometrie, Bandstrukturen und Sehnen implementiert werden. Die für die Implementierung vorhandenen Modelle basieren auf CT- und MRT-Datensätzen sowie anatomischen Präparaten (Carbone et al. 2015; Klein Horsman et al. 2007). Grundsätzlich können die Methoden der direkten und inversen Dynamik unterschieden werden. Bei der direkten Dynamik wird als Input die Aktivität der Muskeln herangezogen, wobei die neuromuskuläre Anregung aus Elektromyografie(EMG)-Daten erfolgen kann. Im Ergebnis werden die resultierenden Bewegungen berechnet. Demgegenüber werden bei der inversen Dynamik als Input die Bewegungsdaten herangezogen, welche aus einer klassischen Ganganalyse bezogen werden können. Des Weiteren können Kontakte zwischen den artikulierenden Gelenkpartnern definiert werden (Hippmann 2004). Abschließend können die Bewegungskoordinaten der Gelenke auf Positions-, Geschwindigkeits- und Beschleunigungsebene vorgegeben werden. Im Ergebnis werden die resultierenden Gelenkkräfte und Muskelkräfte, welche die Bewegung induzieren, berechnet (Klöpfer-Krämer und Augat 2015; Otten 2003). Da eine Bewegung vom muskuloskelettalen System in unterschiedlichen Konfigurationen der Muskelkräfte induziert werden kann, muss das Verteilungsproblem der Muskeln mithilfe von Optimierungsalgorithmen gelöst werden (Anderson und Pandy 2001, Kebbach et al. 2019a, 2020).
Am Beispiel von Studien mit MKS-Modellen zum Vergleich des kinematischen und mechanischen Alignments konnte gezeigt werden, dass die patellofemorale Kontaktkraft beim kinematischen Alignment höher ist als beim mechanischen Alignment (Chen et al. 2018). In Übereinstimmung mit In-vitro-Studien konnte in einer MKS gezeigt werden, dass bereits eine Fehlpositionierung der tibialen und femoralen Komponente in anteriorer oder posteriorer Richtung die patellofemorale Kontaktkraft erhöht bzw. reduziert (Didden et al. 2010; Kebbach et al. 2019a). Weiterhin hatte die Dicke der Patellakomponente sowie die superior-inferiore und mediolaterale Positionierung in der MKS einen deutlichen Einfluss (um bis zu 27 %) auf die wirkende patellofemorale Kontaktkraft (Kebbach et al. 2020).
Bei der FEM werden die aus CT/MRT-Daten rekonstruierten Strukturen in endlich kleine Teilkörper mit einfacher Geometrie unterteilt, sog. finite Elemente, welche durch Knotenpunkte miteinander verbunden sind (Abb. 2). Anschließend werden dem Teilkörper, welcher durch Elemente diskretisiert wurde, Materialeigenschaften zugewiesen (Kluess et al. 2013). Für die Berücksichtigung der Knochendichte im FE-Modell hat sich als Standard die Zuordnung der in der CT vorhandenen Hounsfield-Units (HU) auf das FE-Netz etabliert (Kluess et al. 2009; Yosibash et al. 2014). Weiterhin können vor der Simulation Kontaktbedingungen zwischen zwei Körpern, beispielsweise zwischen den artikulierenden Gelenkflächen im Kniegelenk, definiert werden. Bei zementierten Implantaten sollte zum einen ein fester Kontakt zwischen Knochen und Knochenzement sowie zwischen Endoprothese und Knochenzement definiert werden, zum anderen muss der gleitende Kontakt zwischen der Femurkomponente und dem Tibia-Inlay mit entsprechenden Reibkoeffizienten berücksichtigt werden. Im nächsten Schritt müssen die zu simulierenden Belastungen in Form von Randbedingungen festgelegt werden. Diese stellen eine Annahme dar, welche aus mathematischen Modellen auf Basis von instrumentierten Ganganalysen berechnet werden können (Lerner et al. 2014; Seireg und Arvikar 1975), in MKS berechnet werden oder auf in vivo gemessene Kräfte aus instrumentierten Knieendoprothesen basieren (D’Lima et al. 2006; Kutzner et al. 2010; Taylor et al. 2017). Die Belastungen können als Kraftvektoren im FE-Modell berücksichtigt werden. Das Ergebnis des FE-Modells entspricht einer angenäherten Lösung der Verschiebungen aller Knotenpunkte. Hieraus können in den einzelnen Elementen weitere Ergebnisse wie Spannungen und Dehnungen berechnet werden. Zusätzlich können die Kontaktdrücke oder Mikrobewegungen zwischen den artikulierenden Kontaktpartnern evaluiert werden.
Während bei der MKS eine kleine Anzahl von Freiheitsgraden berücksichtigt wird und große dynamische Systeme berechnet werden können, werden bei der FEM die Körper diskretisiert und mit sehr vielen Freiheitsgraden berücksichtigt. Am Beispiel des künstlichen Kniegelenks ist es zur Analyse der Femurkomponente folglich zulässig, die Tibia unter Annahme gewisser Randbedingungen zu vernachlässigen und nur das distale Femur bis zum Isthmus zu betrachten. In eigenen Untersuchungen wurden FE-Modelle einer implantierten Knieendoprothese erstellt und die Beanspruchungen der Femurkomponente unter Worst-case-Bedingungen berechnet. Im Falle des Stolperns bildeten sich an der inneren vorderen Kante der Femurkomponente Spannungen aus, welche 12,6-mal höher lagen als unter normalem Gang. Ein in Varus-Valgus-Richtung verkipptes Inlay wies einseitig erhöhte Spannungen auf, welche ca. 1,5-mal höher als unter normalem Gang waren. Femorale Knochendefekte zeigten keine sichtbare Erhöhung der maximalen Hauptspannungen in der Femurkomponente.
Das Einschlagen der Femurkomponente stellt ein gesondertes Problem dar. Ein solcher Lastfall muss die zeitabhängigen Dämpfungs- und Trägheitskräfte berücksichtigen und darf nicht, wie bei Simulationen des normalen Gehens üblich, quasistatisch berechnet werden. Eine Studie zum Einschlagverhalten von Femurkomponenten unterschiedlicher Materialien (Kobalt-Chrom Stahl [AISI 312] vs. Biolox® Delta Keramik) zeigte beim Einschlagen hohe Hauptspannungen an den inneren Kanten und verdeutlicht die Gefahr einer Material- und Oberflächenschädigung (Abb. 3). Der Impuls beim Einschlagen wird durch die Masse des Hammers und die Schlaggeschwindigkeit bestimmt, folglich kann die Gefahr einer Implantatschädigung durch Verwendung eines leichteren Hammers oder durch geringere Schlaggeschwindigkeit minimiert werden (Kluess et al. 2010).
Durch die Entwicklung von Prozessoren mit steigender Rechenkraft können mittels der FEM zunehmend komplexere Fragestellungen beantwortet werden. Aktuelle Publikationen belegen die mögliche Simulation von Abriebvorgängen am künstlichen Kniegelenk mithilfe der FEM (Kang et al. 2017; Koh et al. 2019; Zhang et al. 2017a, b). Hier stehen Berechnungen mit einer Dauer von mehreren Stunden Experimenten am Kniesimulator mit Laufzeiten bis zu mehreren Monaten gegenüber. Dabei lagen die in FE-Modellen berechneten Abriebvolumina innerhalb einer Standardabweichung der experimentell gemessenen Mengen (Kang et al. 2017; Koh et al. 2019).
Ein weiteres Feld der FEM in der orthopädischen Biomechanik ist die Remodellierung des periprothetisch gelegenen Knochens (Behrens et al. 2008, 2015; Cilla et al. 2017; Nyman et al. 2004). Zunächst wird dazu am Rechner eine virtuelle Implantation der Knieendoprothesenkomponenten in dreidimensional rekonstruierte Knochen vorgenommen. Die Knochendichte stellt den veränderlichen Parameter dar, welcher infolge des Knochenumbaus zu- oder abnehmen kann und direkten Einfluss auf die Steifigkeit der betroffenen Volumina hat. Initial wird die Strukturantwort des Knochen-Implantat-Verbunds mit der direkt postoperativ vorliegenden Knochendichte berechnet, wobei als Lastfall im Allgemeinen die Belastungen während des normalen Gangs gewählt werden. Anschließend werden innerhalb eines Algorithmus die Dehnungen im Knochen ausgewertet und je nach Betrag der Dehnungsenergiedichte eine Zu- oder Abnahme oder ein Gleichbleiben der Knochendichte berechnet. Mit den veränderten Werten wird daraufhin das nächste Inkrement berechnet, bis ein bestimmtes Maß an simulierter postoperativer Dauer erreicht ist. In einer Studie wurde mit dieser Methode die Veränderung der Knochendichte im periprothetischen Knochen um das Tibiaplateau bis 10 Monate postoperativ simuliert. Dabei zeigte sich vor allem eine Abnahme der Knochendichte um das gesamte Tibiaplateau als Folge eines Stress-shielding (Georgeanu et al. 2014).
Mithilfe der flexiblen MKS ist es möglich, im Gegensatz zur starren MKS, über sog. Superelemente die Vorteile der MKS und der FEM zu vereinen. In einer aktuellen Studie wurde dafür zunächst ein FE-Modell eines humanen Femurs unter Einbeziehung von Knochendichtedaten aus einem qCT generiert. Die Validierung des Modells erfolgte durch einen experimentellen Aufbau, bei dem auf einen Kadaverknochen statische und dynamische Belastungen appliziert und die auftretenden Spannungen auf der Knochenoberfläche mittels Dehnmessstreifen detektiert wurden. Anschließend wurde aus dem FE-Modell durch Modalreduktion ein sog. flexibles Superelement modelliert und in ein MKS-Modell implementiert. In der anschließenden Simulation konnte das Frakturrisiko in Abhängigkeit von der Knochendichte berechnet werden. Weiterhin wurden während einer aktiven Kniebeuge Spannungen und Dehnungen im Knochen berechnet. Dies wäre mit einer starren MKS nicht und mit einer FE-Analyse nur unter hohem Aufwand möglich gewesen. Bei sehr hoher Genauigkeit dauerte die Simulation der Verformung im Knochen mit dem vereinfachten Superelement 1/12 der Zeit, die für die Simulation mit einem identischen FE-Modell notwendig war (Geier et al. 2019).
Die Kopplung von numerischen Simulationen und Robotersystemen stellt einen weiteren wichtigen Schritt zur Validierung und Übertragung von numerischen Simulationen auf reale Belastungssituationen dar (Herrmann et al. 2012; Kebbach et al. 2019b; Souffrant et al. 2010). Mittels Hardware-in-the-loop(HiL)-Simulationen können numerisch berechnete Bewegungen und Belastungen auf Basis eines MKS-Modells über Roboterarme mit 6 Freiheitsgraden auf Implantatkomponenten übertragen werden. Dabei besteht eine ständige Interaktion des Robotersystems und des MKS-Modells, bei der aktuelle Belastungen und Bewegungen unter Berücksichtigung des realen Prothesenkontaktes und des muskuloskelettalen Systems ausgetauscht werden. Die HiL-Simulation bringt den Vorteil einer reproduzierbaren und systematischen Untersuchung, wobei der Kontakt der Gelenkpartner physisch real abgebildet wird. Damit werden die Vorteile rein experimenteller Analysen und numerischer Simulation vereint. Weiterhin konnten operationsspezifische Parameter und deren Auswirkung auf die Dynamik des künstlichen Kniegelenks erfolgreich untersucht werden (Kebbach et al. 2019b).
Obwohl die Ergebnisse von numerischen Simulationen Berechnungen von näherungsweisem Charakter auf der Basis von speziell vorgegebenen Parametern darstellen, zeigen aktuelle Entwicklungen eine Annäherung der Ergebnisse an reale Bedingungen. Vor allem durch Daten aus In-vivo-Messungen und Kopplung der numerischen Simulationen mit experimentellen Versuchsanordnungen können die Versuchsparameter weiter an physiologische Bedingungen angenähert werden (Fregly et al. 2012; Kebbach et al. 2020). Deshalb sollten die numerischen Modelle immer wieder in vivo bzw. in vitro zur Validierung und Qualitätssicherung der numerischen Ergebnisse geprüft werden.

Biomechanische Untersuchungen in situ mittels instrumentierter Knieendoprothesen

Die Kenntnis der auftretenden Kräfte im Kniegelenk ist sowohl entscheidend für das Verständnis von degenerativen Prozessen im nativen Kniegelenk als auch für die Funktion und Haltbarkeit von Knieendoprothesen. Kontaktkräfte im Kniegelenk können mithilfe mathematischer Modelle berechnet oder direkt gemessen werden. Einen Ansatz zur indirekten Bestimmung der Kontaktkräfte im Kniegelenk bietet die instrumentierte Ganganalyse. Hierfür werden markerbasierte Ganganalysen, Messungen von externen Kräften mithilfe von Kraftmessplatten und Daten aus der Elektromyografe einbezogen (Klöpfer-Krämer und Augat 2015; Lerner et al. 2014). Unter Verwendung der Newtonschen Gesetze können mithilfe der inversen Dynamik unbekannte Gelenkkräfte und -momente, welche die Bewegung generieren, aus bekannten Bewegungsprofilen aus der Ganganalyse (Position, Geschwindigkeit und Beschleunigung) berechnet werden (Kluess et al. 2013). Hierfür wird das muskuloskelettale System in starre Körper unterteilt sowie mit Massen- und Trägheitseigenschaften versehen (Winter 2009). Aufgrund der großen Anzahl fehlender Daten für Einflussvariablen, wie z. B. unbekannte Muskelkräfte, wurden die Modelle durch Algorithmen zur Optimierung und Vereinfachung im Verlauf stetig verbessert. Somit können Belastungen nichtinvasiv an Gelenken oder Muskeln ausgewertet werden, was bei einer direkten, invasiven Messung kaum oder nur mit sehr großem Aufwand möglich ist. In Abhängigkeit der zugrunde liegenden Modelle mit unterschiedlichen Variablen und Parametern kommt es dabei zu einer großen Streuung der berechneten Kräfte. So wurden bei der Analyse von Belastungen während des Gehens maximale axiale Kräfte im Kniegelenk zwischen dem 3,03-fachen und dem 7,1-fachen Körpergewicht errechnet (Morrison 1970; Seireg und Arvikar 1975; Thambyah et al. 2005).
Im Vergleich zu einer Berechnung der Gelenkkräfte durch mathematische Modelle bieten instrumentierte Knieendoprothesen die Möglichkeit, auftretende Kräfte in vivo über Sensoren zu messen und über eine Telemetrieeinheit kabellos an eine Messeinheit zu transferieren (Graichen et al. 2007; Heinlein et al. 2007; Kirking et al. 2006). 1997 erfolgte erstmalig die Implantation eines instrumentierten distalen Femurersatzes bei einer 41-jährigen Frau mit einem Osteosarkom. Die Kraftmesseinheit zur Erfassung von axialen Kräften befand sich im proximalen Anteil des Femurersatzes. Im Kniegelenk auftretende Kräfte wurden mittels mathematischer Modelle aus den axialen Kräften im proximalen Femurersatz extrapoliert (Taylor et al. 1998). Mit weiterer Entwicklung konnten instrumentierte Knieendoprothesen implantiert werden, die eine direkte Messung der Kräfte im Kniegelenk erlaubten (D’Lima et al. 2005; Heinlein et al. 2009). Die Kraftmessung erfolgt hierbei in einem modifizierten Tibiaplateau (Heinlein et al. 2007; Kaufman et al. 1996; Kirking et al. 2006). Neben der resultierenden Kraft im lateralen und medialen Kompartiment können auch Kontaktmomente und Scherkräfte im Kniegelenk gemessen werden (Heinlein et al. 2007; Kirking et al. 2006). Dies ermöglichte Studien, bei welchen die auftretenden Kräfte, in Abhängigkeit von der Belastungssituation und externer Faktoren, im Kniegelenk gemessen werden konnten.
Während in mathematischen Modellen beim Gehen axiale Kräfte vom 3,03-fachen bis zum 7,1-fachen Köpergewicht errechnet wurden, lagen die in vivo gemessenen axialen Kräfte beim 2,1-fachen bis zum 3-fachen Körpergewicht (D’Lima et al. 2005; Kutzner et al. 2010; Taylor et al. 2017). Die geringsten Belastungen bei Alltagsaktivitäten wurden im Zweibeinstand gemessen (bis zum 1,07-fachen Körpergewicht), während Treppenaufsteigen (bis zum 3,16-fachen Körpergewicht) und Treppenabsteigen (bis zum 3,46-fachen Körpergewicht) die höchsten axialen Belastungen aller gemessenen Alltagsaktivitäten aufwiesen (Kutzner et al. 2010; Taylor et al. 2017). Die gemessenen Scherkräfte, die auf das Tibiaplateau während des Gehens wirkten, lagen um den Faktor 10–20 unterhalb der axialen Kräfte. Die größten Scherkräfte wurden in posteriorer Richtung beim Treppenauf- und Treppenabsteigen gemessen und lagen etwa bei einem Drittel des Körpergewichts (Kutzner et al. 2010).
In der Rehabilitationsphase nach Endoprothesenimplantation und knorpelrekonstruktiven Eingriffen wird Wassergymnastik neben dem Fahrradfahren zu den gelenkschonenden Aktivitäten gezählt. Studien mit instrumentierten Knieendoprothesen konnten zeigen, dass beim Fahrradfahren, mit Ausnahme der lateralen Scherkräfte, alle gemessenen Axial- und Scherkräfte signifikant niedriger waren als beim Gehen. Die durchschnittlich gemessenen axialen Maximalkräfte beim Fahrradfahren betrugen zwischen 20 % (25 W Widerstand, 40 Umdrehungen/min) und 65 % (95 W Widerstand, 40 Umdrehungen/min) der axialen Maximalkraft beim Gehen (Kutzner et al. 2012). In einer aktuellen Studie konnte auch bei der Wassergymnastik eine durchschnittliche Reduktion der axialen Kräfte von 36–55 % im Vergleich zu identischen Übungen an Land gemessen werden (Kutzner et al. 2017b).
Neben der körperlichen Aktivität hat auch das Schuhwerk einen Einfluss auf die resultierende Kraft im Kniegelenk. Vor allem bei Schuhen mit erhöhten Absätzen konnten eine signifikante Erhöhung der axialen Last während des Fersenkontakts und erhöhte posteriore Scherkräfte auf das Tibiaplateau im Vergleich zum Barfußlaufen gemessen werden. Überraschenderweise wurde beim Gehen mit MBT®(Masai Barefoot Technology)-Schuhen, welche durch die „instabile“ halbrunde Sohlenkonstruktion eine erhöhte muskuläre Stabilisierung erfordern, eine niedrige resultierende axiale Kraft in der späten Standphase im Vergleich zum Barfußlaufen gemessen. Auch die Scherkräfte waren bei MBT-Schuhen im Vergleich zum Barfußlaufen nicht signifikant erhöht (Kutzner et al. 2013).
In mehreren Studien konnte ein Zusammenhang zwischen der mechanischen Beinachse und der Entwicklung einer Gonarthrose gezeigt werden. Dabei erhöht eine varische Beinachse das Risiko für die Entwicklung einer radiologisch nachweisbaren Gonarthrose mehr als eine valgische Beinachse (Brouwer et al. 2007; Sharma et al. 2010, 2013). Bei Messungen mit instrumentierten Knieendoprothesen konnte in Abhängigkeit von den Belastungsszenarien und der Beinachse gezeigt werden, dass zwischen 41 % und 91 % der axialen Kraft über das mediale Kompartiment aufgenommen wird (Erhart et al. 2010; Kutzner et al. 2011a, b; Kutzner et al. 2017a; Zhao et al. 2007). Eine varische Beinachse und Aktivitäten, die einen temporären Einbeinstand erfordern (Gehen, Treppensteigen oder Joggen), verschieben die resultierende Kraft nach medial, während Aktivitäten im Zweibeinstand (Hinsetzen oder Aufstehen) sowie eine valgische Beinachse die resultierende Kraft nach lateral verschieben (Kutzner et al. 2017a). Dabei erhöht bzw. reduziert eine Abweichung der Beinachse von 1° in den Varus bzw. Valgus die Belastung im medialen Kompartiment um 5 % (Halder et al. 2012).
Durch die Messung der mediolateralen Kraftverteilung besteht die Möglichkeit den Einfluss von korrigierenden Orthesen und Schuhzurichtung auf die Lastverteilung im Kniegelenk zu beurteilen und mögliche Rückschlüsse auf die Wirksamkeit im Rahmen der konservativen Gonarthrosetherapie zu ziehen (Kutzner et al. 2011a, b). Aktuelle Studien belegen die Schmerzreduktion von valgisierenden Orthesen bei der Varus-Gonarthrose sowie eine Abnahme der errechneten Belastung des medialen Kompartiments bei der instrumentierten Ganganalyse (Brand et al. 2017; Gohal et al. 2018; Jones et al. 2013). Eine Studie mit instrumentierten Knieendoprothesen zum Einfluss von valgisierenden Orthesen auf die Belastung des medialen Kompartiments konnte die Ergebnisse der Berechnungen bestätigen. Bei Probanden mit einer valgisierenden Orthese nahm die Belastung des medialen Kompartiments bei Alltagsaktivitäten (Gehen, Treppenauf- und -absteigen) um bis zu 30 % ab (Kutzner et al. 2011b).
Im Gegensatz zu valgisierenden Orthesen ist die Datenlage zum Einfluss von lateralen Schuherhöhungen auf die Schmerzreduktion und Abnahme der medialen Last kontrovers (Xing et al. 2017; Zhang et al. 2018). In-vivo-Messungen der medialen Belastung im Kniegelenk konnten beim Gehen mit einer lateralen Schuherhöhung (5 und 10 mm) und ohne eine stabilisierende Sprunggelenkorthese keine signifikante Reduktion der Belastung im medialen Kompartiment zeigen (Kutzner et al. 2011a).
Insgesamt bildet die In-situ-Messung von Kräften mittels instrumentierter Knieendoprothese einen Meilenstein in der biomechanischen Forschung. Durch die Verbindung von indirekten Methoden zur Bestimmung von Kräften im Kniegelenk und Daten aus der In-vivo-Messung können mathematische Modelle validiert und ihre Genauigkeit verbessert werden (Fregly et al. 2012; Taylor et al. 2017). Weiterhin können die gemessenen Werte als Parameter bei der präklinischen Prüfung von Knieendoprothesen im Rahmen von Abriebversuchen verwendet werden, um reelle Belastungssituationen zu simulieren (Bergmann et al. 2014; Grupp et al. 2017; Schwiesau et al. 2014). Abschließend muss berücksichtigt werden, dass die Studiengruppen mit instrumentierten Knieendoprothesen klein und die gemessenen Werte abhängig vom implantierten Prothesentyp sind. Somit lassen sich die Ergebnisse nur annähernd auf ein natives Kniegelenk bzw. andere Endoprothesentypen übertragen. Weiterhin ist die direkte Messung von In-situ-Kräften ethisch begrenzt. Es können in dem Rahmen keine implantat- und operationsspezifischen Parameter variiert und untersucht werden.

Biomechanische Aspekte von unikondylären Endoprothesen

Die vorrangige Einteilung von Knieendoprothesen erfolgt nach ihrem Stabilitäts- und Beweglichkeitsgrad (Bloemer 2000). Nach ISO 7207-1 wird in ungekoppelte (uni-, bi- und trikompartimenteller Oberflächenersatz), teilgekoppelte und gekoppelte Systeme unterschieden. Bei geringer Stabilität bieten ungekoppelte Knieendoprothesen mehrere Bewegungsfreiheitsgrade, wohingegen gekoppelte Prothesen (z. B. Scharnierprothesen) eine hohe Stabilität bei geringer Beweglichkeit bieten.
Bei unikondylären Knieendoprothesen kommt dem vorderen Kreuzband eine besondere Bedeutung zu. Es bleibt als zentrales Führungssegment erhalten. Kinematische Untersuchungen bestätigen einen physiologischeren Bewegungszyklus und einen größeren Bewegungsumfang von unikondylären gegenüber bikondylären Knieendoprothesen intraindividuell im Vergleich zum nichtoperierten Knie (Agarwal et al. 2019). Durch die Verwendung von unikondylären Knieendoprothesen besteht einerseits die Möglichkeit nur das geschädigte Kompartiment zu ersetzen, andererseits stellt sich für den Operateur die schwierige Aufgabe, die ligamentäre Situation zu erhalten bzw. eine optimale einzustellen. Für den Erfolg und die Langlebigkeit der unikondylären Knieendoprothese sind die maßgeblich anzustrebenden Ziele die Wiederherstellung der Gelenkstabilität und gleichzeitig das Erzielen einer physiologischen Kniekinematik. Grundlegend hierfür ist die korrekte Indikationsstellung unter Berücksichtigung der präoperativen Achsdeformität und ligamentären Situation (Becher et al. 2021). Die Hauptversagensgründe sind der Polyethylenabrieb und die Implantatmigration (Hernigou und Deschamps 2004). Aus diesem Grund muss die Bänderspannung intraoperativ so angepasst werden, dass die Kongruenz der Kontaktflächen nachgeführt und sog. Lift-off-Effekte, die ihrerseits zu erhöhten Kontaktdrücken und Beschädigungen des Polyethylen-Inlays führen können, vermieden werden. Zu einem erhöhten Polyethylen-Inlayverschleiß führen jedoch auch Zwangskräfte, welche beispielsweise durch einen zu straffen Bandapparat bedingt sind.
Klinische Untersuchungen zum Einfluss des koronaren Alignment nach unikondylären Knieendoprothesen auf das langfristige Outcome zeigen, dass eine moderat varische Beinache von ca. 4° mit einer besseren langfristigen klinischen Funktion (mindestens 10 Jahre Follow-up) assoziiert ist. Patienten, die aufgrund einer Progression der Gonarthrose revidiert wurden, wiesen hingegen eine neutrale bis valgische Beinachse auf. Patienten, die aufgrund einer Lockerung oder eines Einsinkens der Prothese revidiert wurden, zeigten hingegen eine varische Achse >4° (Slaven et al. 2019).

Biomechanische Aspekte von bikondylären Endoprothesen

Der maßgebliche Unterschied zwischen der unikondylären und der handelsüblichen bikondylären Knieendoprothese ist der Erhalt bzw. das Entfernen des vorderen Kreuzbandes. Somit kommt dem hinteren Kreuzband bei kreuzbanderhaltenden Endoprothesen und dem übrigen Bandapparat, insbesondere dem medialen und lateralen Kollateralband, eine besondere Bedeutung hinsichtlich der Stabilitätssicherung zu. Bestimmte konstruktive Merkmale bei bikondylären Endoprothesen können zusätzlich stabilisierend wirken. Unabhängig vom Oberflächendesign ist das Ziel der Implantatgestaltung jeweils die Nachbildung der physiologischen Roll-Gleitbewegung zwischen Ober- und Unterschenkel. Das Polyethylen-Inlay ersetzt im künstlichen Kniegelenk die Funktion der Menisken, indem es die Kontaktflächenanpassung und Druckverteilung übernimmt. Im Allgemeinen werden bikondyläre Endoprothesen in kongruente Designs, d. h. mit aneinander angepassten Krümmungsradien in mindestens einer Ebene zwischen Femurkomponente und Polyethylen-Inlay (Single-Curve bzw. Single-Radius) und weniger kongruente Designs (Multi-Radius) unterschieden. Eine hohe Kongruenz führt zu großen homogen belasteten Kontaktflächen und somit zu einer Verringerung der Materialbeanspruchungen, insbesondere durch Reduzierung hoher Kontaktdrücke und des daraus resultierenden Abriebes.
Die Kongruenz schränkt jedoch den physiologischen Roll-Gleitmechanismus und die ROM (Range of Motion) ein, welches sich insbesondere in einem verminderten Flexionsvermögen widerspiegelt. Somit wird ersichtlich, dass bikondyläre Endoprothesen mit weniger kongruenten Kontaktflächen das physiologische Bewegungsausmaß besser reproduzieren können, jedoch gleichzeitig die Stabilisierung vermindert ist und erhöhte Kontaktdrücke sowie ein erhöhter Polyethylenabrieb zu erwarten sind.
Einen Kompromiss stellen Endoprothesen nach dem Mobile-Bearing-Konzept dar. Ziel dieses Konzeptes ist eine Annäherung an den physiologischen Roll-Gleitmechanismus, durch kongruente Inlays, die beweglich gelagert sind. Das Polyethylen-Inlay kann sich rotierend und/oder gleitend gegenüber dem metallischen Tibiaplateau bewegen. In klinischen Studien zum postoperativen Outcome konnten jedoch keine signifikanten Unterschiede der ROM im Vergleich zu Systemen mit Fixed-Bearing-Inlays gefunden werden (Fransen et al. 2017). Auch konnte kein signifkanter Unterschied im Polyethylenabrieb zwischen Fixed- und Mobile-Bearing-Inlays gefunden werden (Minoda et al. 2017).
Mit dem Ziel die physiologische Kinematik des Kniegelenks nachzubilden und den Roll-Gleitmechanismus zu verbessern wurde, analog zur Anatomie des Tibiaplateaus, ein bikondyläres Endoprothesensystem mit einem asymmetrischen Inlay (medial konkav und lateral konvex) entwickelt, dass in einer klinischen Studie ein gutes kurzfristiges Outcome zeigte (Marega und Gregor 2018). Vergleichende Ergebnisse mit den bisher bewährten bikondylären Endoprothesen liegen bisher nicht vor. Auch bleibt unklar, ob erhöhte Kontaktdrücke auf einem konvexen Polyethylen-Inlay einen vermehrten Abrieb erzeugen. Erste bikondyläre Knieendoprothesen mit Erhalt des vorderen und hinten Kreuzbandes zeigen zwar eine verbesserte antero-posteriore Stabilität und eine gewisse asymmetrische mediale und laterale Translation, eine normale Kniegelenkskinematik kann mit diesen Implantaten bisher ebenfalls nicht wiederhergestellt werden (Arauz et al. 2018, 2019; Tsai et al. 2019).
Die Entscheidung für ein bestimmtes System sollte, insbesondere solange keine signifikanten Unterschiede im langfristigen Outcome zu finden sind, von der Erfahrung des jeweiligen Operateurs abhängig sein. Moderne Implantatsysteme ermöglichen durch einen modularen Aufbau den intraoperativen Wechsel von „mobile“ auf „fixed“ und umgekehrt und damit die Anpassung des Systems an die sich jeweilig darstellende Weichteilsituation. Weiterhin bieten zahlreiche bikondyläre Systeme die Option des endoprothetischen Ersatzes der patellaren Gelenkfläche.

Biomechanische Aspekte von teil- und vollgekoppelten Knieendoprothesen

Bei Vorliegen einer Kniegelenkinstabilität durch insuffiziente Seitenbänder oder ein insuffizientes hinteres Kreuzband (HKB) besteht die Indikation zur Implantation von teil- und vollgekoppelten Endoprothesen (Agneskirchner und Lobenhoffer 2004). Bei Insuffizienz eines degenerativ veränderten hinteren Kreuzbandes oder der Notwendigkeit einer intraoperativen Ablösung des HKB und einer daraus resultierenden posterioren Instabilität stehen sog. Constrained Condylar Designs zur Verfügung (Touzopoulos et al. 2015). Diese wirken durch eine posteriore Erhöhung des Polyethylen-Inlays oder durch einen Zapfen, der in die Femurkomponente greift, einer posterioren Translation der Tibia in Flexion entgegen (Agneskirchner und Lobenhoffer 2004). Bei insuffizienten Seitenbändern kann eine zusätzliche seitliche Abstützung des Zapfens in der Femurkomponente indiziert sein. Kippkräfte in der Frontalebene werden aufgenommen und somit eine Varus-Valgus-Stabilisierung bei Wiederherstellung der Gelenkbeweglichkeit herbeigeführt.
Durch eine vollständige Kopplung der Bewegungsachsen wird auch bei hochgradigen Instabilitäten oder Defektsituationen eine vorgegebene Achsführung gewährleistet. Achsgeführte, gekoppelte Knieendoprothesen werden heutzutage bei schweren Gelenkdeformitäten, bei denen ein hochgradig insuffizienter Bandapparat vorliegt und teilgekoppelte Systeme keine ausreichende Gelenkstabilisierung gewährleisten, eingesetzt (Abb. 4 und 5; Fraitzl et al. 2008). Eine der häufigsten Indikationen ist dabei die Revision bei aseptischer Lockerung, Infektion und Instabilität (Kouk et al. 2018). Bei allen gekoppelten Knieendoprothesen führt das eingeschränkte Bewegungsausmaß zu unerwünschten Zwangskräften. Aus diesem Grund verfügen gekoppelte Systeme im Vergleich zu ungekoppelten über längerstielige Verankerungselemente, meist in Sinne von modularen femoralen und tibialen Stielverlängerungen, um die hohen Grenzflächenbelastungen auf ein größtmögliches Knochenlager übertragen zu können (Agneskirchner und Lobenhoffer 2004).
Bei gekoppelten Endoprothesensystemen sind die Femur- und Tibiakomponente über ein Scharniersystem miteinander verbunden. Die erste Generation gekoppelter Endoprothesen verfügte über ein reines Scharniergelenk mit einem Bewegungsfreiheitsgrad in der Sagittalebene (Flexion-Extension). Eine physiologische Kniegelenkkinematik im Sinne einer Roll-Gleitbewegung mit posteriorem Roll-back des Femurs und Rotation bei Flexion ist daher nicht möglich (Pasquier et al. 2019). Durch das Fehlen der Rückverlagerung (Roll-back) der Femurkondylen wird bei Flexion der Hebelarm des Streckapparats nicht vergrößert, wodurch die Kniestreckung deutlich erschwert ist und höhere Anpresskräfte im femoropatellaren Gelenk entstehen (Hassenpflug 2003). Bei den ersten Modellen achsgeführter Knieendoprothesen erfolgte die Lastübertragung zwischen Femur- und Tibiakomponente ausschließlich über ein Scharniergelenk. Dadurch resultierten hohe Zwangskräfte auf die Implantatkomponenten und das angrenzende Knochenlager, wodurch gravierende Abriebvorgänge und mechanische Auslockerungen der Implantate auftraten (Hassenpflug 2003; Pasquier et al. 2019). Bei aktuellen gekoppelten Systemen wird die Last nicht über die Achse des Scharniergelenks, sondern vorrangig über kongruente femorotibiale Gleitflächen übertragen. Durch die Kongruenz sind Druck- und Scherbelastungen in den Artikulationsflächen limitiert, sodass im Vergleich zu ungekoppelten Systemen bestimmte Verschleißmechanismen am Polyethylen-Inlay nicht beobachtet werden (Hassenpflug 2003).
Wesentliche Unterschiede zur Kinematik einachsig geführter Systeme ergeben sich durch die Implementierung einer zweiten Bewegungsachse. Bei den Rotating-hinge-Systemen (Abb. 4) besteht zusätzlich zur querverlaufenden Transversalachse mit der Flexions-Extensions-Bewegung noch eine Longitudinalachse, wodurch ein zusätzliches Bewegungsausmaß im Sinne einer Innen- und Außenrotation besteht. Durch die zweite Bewegungsachse wird der Abrieb und auch das Risiko für patellofemorale Instabilitäten reduziert (Pasquier et al. 2019). Eine fehlende Rotation führt zu erhöhten Kraftübertragungen auf das Knochen-Implantat-Interface mit dem Risiko der aseptischen Lockerung und Fraktur. Reduzierte Kräfte konnten am Knochen-Implantat-Interface in der proximalen Tibia durch die Einführung einer Rotationsachse nachgewiesen werden (Bottlang et al. 2006). Rotating-hinge-Systeme sind daher nicht nur bei Revisionseingriffen eine Option, sondern auch für Primärimplantationen bei höhergradigen Achsdeformitäten und Instabilität (Abdulkarim et al. 2019).

Biomechanische Aspekte des patellofemoralen Gelenks

Die Bedeutung des patellofemoralen Alignment im Rahmen der endoprothetischen Versorgung des Kniegelenks erlangt immer größeren Stellenwert (Metsna et al. 2013).
Erste Endoprothesendesigns setzten den Fokus im Wesentlichen auf die Rekonstruktion des medialen und lateralen Gelenkkompartimentes. Insall et al. beschrieben Ergebnisse mit postoperativen Schmerzzuständen in mehr als 40 % der Fälle und berücksichtigten erstmals das patellofemorale Kompartiment (Insall et al. 1976). Methoden zum Weichteilbalancing, Designmodifikationen der anterioren Kondyle und das Resurfacing der Kniescheibe konnten klinische Ergebnisse deutlich verbessern (Breugem 2014). Mit einer Inzidenz von 5–10 % nach endoprothetischer Versorgung des Kniegelenks bleibt der anteriore Knieschmerz weiterhin ein häufiges postoperatives Problem (Breugem 2014; Metsna et al. 2013; Shervin 2015; Springorum et al. 2012). Patellofemorale Komplikationen stellen bis zu 50 % der Revisionsindikationen nach primärer Knieendoprothesenimplantation dar (Springorum et al. 2012).
Die Patella, als Sesambein des muskulären Streckapparates, wird in Flexionswinkeln zwischen 0°–20/30° bis zum Eingleiten in die Trochlea oder die anteriore Kondylenkomponente muskulär und durch die medialen und lateralen Bandstrukturen stabilisiert. Erst bei höheren Flexionswinkeln liegt eine mechanische Führung der Patella in der Trochlea vor und die Patella übernimmt die Funktion eines Hebelarms für den Streckapparat des Kniegelenks. Die mechanischen Belastungen des patellofemoralen Gelenks werden unter anderem beim Treppensteigen mit Werten bis zum 3-fachen Körpergewicht angegeben (Petersen et al. 2013).
Die Kinematik der Patella stellt somit eine große Herausforderung dar, nicht nur an die operative Technik, sondern auch an Design und Material moderner Endoprothesen. Patellofemorale Instabilitäten werden in 1–12 % beschrieben und ein Maltracking kann mit anteriorem Knieschmerz assoziiert sein (Narkbunnam et al. 2019). In einer retrospektiven Untersuchung konnte ein Zusammenhang zwischen mangelhaftem patellofemoralen Alignment und schlechtem klinischen Outcome gezeigt werden (Narkbunnam et al. 2019) Eine kernspintomografische Studie an 128 Patienten bestätigte eine positive Korrelation zwischen patellarem Tilt und dem Auftreten eines anterioren Knieschmerzes. (Pookarnjanamorakot et al. 1998). Ein Zusammenhang zwischen dem postoperativen Bewegungsumfang (ROM) und einem patellaren Tilt oder Shift konnte in klinischen Untersuchungen jedoch nicht gefunden werden (Bindelglass et al. 1993; Dhollander et al. 2013).
Bei femoropatellarer Instabilität oder Maltracking lassen sich funktionelle und mechanische Ursachen unterscheiden. Funktionelle Ursachen beruhen in der Regel auf muskulären Dysbalancen der Quadrizeps- und/oder der hüftstabilisierenden Muskulatur und bedürfen einer konservativen Therapie. Typisch sind die Schwäche des M. vastus medialis und eine vermehrte Aktivierung des M. vastus lateralis mit Lateralisation der Patella. Weiterhin ist die Insuffizienz der Hüftaußenrotatoren mit konsekutiver Valgusfehlstellung des Kniegelenks und Maltracking des patellofemoralen Gelenkes beschrieben (Chester et al. 2008; Petersen et al. 2010; Saleh et al. 2010).
Als mechanische Ursachen werden ein insuffizientes postoperatives Weichteilbalancing, die Malrotation der femoralen Komponente, das Overstuffing und die Gelenklinienverschiebung beschrieben. Als unzureichendes intraoperatives Weichteilbalancing wird die insuffiziente Einstellung der medialen und lateralen Kapsel-/Bandspannung sowie Patellazentrierung im femoralen Gleitlager beschrieben (Kohn und Rupp 2000). Die Malrotation, insbesondere der femoralen, aber auch der tibialen Prothesenkomponente, zeigt eine Inzidenz zwischen 9,4–11,8 % (Narkbunnam et al. 2019; Shervin 2015; Springorum et al. 2012). Die Innenrotation der Komponenten kann einen Patellashift und -tilt bedingen (Bhattee et al. 2014; Akagi et al. 1999). Die Innenrotation der femoralen Komponente führt zum chronischen anterioren Knieschmerz. Dieses konnte in Studien mit Innenrotation der femoralen Komponente bestätigt werden (Bell et al. 2014; Nicoll und Rowley 2010). Eine Verbesserung des klinischen Outcomes und des Patellatrackings nach Revisionsoperationen und Korrektur des Rotationsalignments ist zusätzlich beschrieben (Bédard et al. 2011). Konsens besteht hingegen über den geringen bis fehlenden negativen Einfluss einer Außenrotation der Komponenten. Eine Außenrotation der Femurkomponente verbessert die Patellazentrierung aufgrund der besseren Nachbildung der natürlichen Gelenkverhältnisse (Narkbunnam et al. 2019; Shervin 2015).
Als sog. Overstuffing ist eine Verengung des femoropatellaren Gelenkspaltes mit erhöhtem Anpressdruck beschrieben. Ursächlich ist eine Malpositionierung der femoralen Komponente in anteriore Richtung oder eine Überdimensionierung der Komponente selbst (Springorum et al. 2012). Bei der Verwendung von kreuzbanderhaltenden Knieendoprothesen kann es bei Insuffizienz des hinteren Kreuzbandes zusätzlich zu einem erhöhten patellofemoralen Anpressdruck durch die anterioposteriore Instabilität kommen und einen klinischen manifesten anterioren Knieschmerz auslösen (Abb. 6; Borque et al. 2015).
Die Patellaposition in der Sagittalebene und daher im Bezug zur Gelenklinie ist als weitere mechanische Ursache für den anterioren Knieschmerz beschrieben. Selten kann es postoperativ durch Kontrakturen des Lig. patellae oder Vernarbungen oberhalb der Tuberositas tibiae zu einem Tiefertreten der Patella mit der Entstehung einer Patella baja kommen (Springorum et al. 2012; Petersen et al. 2013). Häufiger ist die Pseudo-Patella baja, die durch eine elevierte Gelenklinie infolge einer nicht ausreichenden tibialen Resektion oder der Verwendung eines überhöhten Inlays entsteht (Petersen et al. 2013). Der anteriore Knieschmerz und ein limitierter postoperativer Bewegungsumfang bei Proximalisierung der Gelenklinie mit Vorliegen einer Pseudo-Patella baja wurde klinisch bestätigt (Scott et al. 2019).
Zur Vermeidung von Instabilitäten und zur besseren Zentrierung der Patella im femoropatellaren Gelenk haben sich Trochleadesigns mit größerer Tiefe und Länge sowie lateraler Platzierung und Überhöhung als vorteilhaft erwiesen. Diese stellen die natürliche Anatomie dar und zeigen eine verbesserte Patellastabilität bei mechanischer Führung über einen erweiterten Bewegungsumfang (Shervin 2015).
Der Patellarückflächenersatz (PRFE) wurde aufgrund der fortbestehenden Probleme des anterioren Knieschmerzes eingeführt. Die Notwendigkeit des PRFE wird bis heute kontrovers diskutiert und es besteht kein Konsens über das Nutzen-Risiko-Verhältnis dieser Maßnahme (Petersen et al. 2013; Stukenborg-Colsman und Wirth 2000). So wird im Rahmen des primären Kniegelenkersatzes beispielsweise in den USA im Gegensatz zu Mitteleuropa die Rückfläche der Patella sehr häufig mit einer Polyethylenkomponente versehen. In einer klinischen Studie mit 47 Patienten konnte ein besseres klinisches und funktionelles Outcome, sowie eine verringerte Prävalenz von anteriorem Knieschmerz in der Patientengruppe mit PRFE nachgewiesen werden (Berti et al. 2006). In einer Metaanalyse, in der 1223 Knieendoprothesen untersucht wurden, zeigte sich eine Reduktion des anterioren Knieschmerzes um 14 % nach PRFE (Pakos et al. 2005). Andere Metaanalysen konnten dieses, trotz eines reduzierten Risikos für eine operative Revision, jedoch nicht bestätigen (Chen et al. 2013; Fu et al. 2011; He et al. 2011; Pavlou et al. 2011). Mögliche Komplikationen eines PRFE, wie Implantatlockerung, Patellafraktur, Nekrosen oder Materialabrieb, müssen jedoch berücksichtigt werden (Stukenborg-Colsman und Wirth 2000). Nach PRFE kommt es im Vergleich zu einer nicht endoprothetisch ersetzten Rückfläche zu unerwünschten erhöhten Druckbelastungen an der Patellarückfläche (Stukenborg-Colsman et al. 2003).

Klinische Ergebnisse als Kennzeichen einer adäquaten Gelenkbiomechanik

Ein optimal funktionierender Gelenkersatz stellt hohe Anforderungen an das Implantat und die Materialien. Eine besondere Herausforderung ist die endoprothetische Versorgung junger und aktiver Patienten, mit guter Funktionalität und langer Standzeit. Der künstliche Gelenkersatz beim adipösen Patienten ist anspruchsvoll und erfordert eine hohe Expertise des Operateurs und entsprechende Materialeigenschaften.
Die Kenntnis und Steuerung möglicher intraoperativer Störgrößen durch den Operateur ist neben einem ausgereiften Implantatdesign eine wichtige Voraussetzung für optimale biomechanische Bedingungen, welche sich entscheidend in den klinischen Ergebnissen nach künstlichem Kniegelenkersatz widerspiegeln. Für die klinische Verlaufsbeobachtungen nach endoprothetischen Kniegelenkersatz wurde eine Vielzahl an Scores und Instrumenten entwickelt. Neben unspezifischen Fragebögen, die wie das Short-form-tool (SF 36, SF12) die Lebensqualität im Allgemeinen abfragen, erlauben spezifische Instrumente die Gelenkfunktion nach endoprothetischer Versorgung subjektiv und objektiv zu erfassen.
Ein weit verbreitetes Instrument ist der Hospital-for-Special-Surgery(HSS)-Score nach Ranawat und Shine (Ranawat und Shine 1973). Der HSS–Score berücksichtigt neben subjektiv funktionellen Kriterien auch objektive Untersuchungsbefunde. Der Score mit maximal 100 Punkten unterteilt sich in 6 Beurteilungsaspekte: Schmerz, Funktion, Muskelkraft, Bewegungsumfang, Fehlstellung und Instabilität.
Ein weiteres bedeutendes Instrument zur Beurteilung von Funktionseinschränkungen und Beschwerden bei Arthrose der unteren Extremität ist der Western-Ontario-and-McMaster-Universities(WOMAC)-Arthroseindex (Stucki et al. 1996). Dieser Fragebogen erfasst dabei 3 patientenorientierte Bereiche arthrosespezifischer Beschwerden: Schmerz, Steifigkeit und Funktion. Der WOMAC-Index kann auf eine numerische Skala von 0 bis 100 umgerechnet werden, wobei höhere Werte mit stärken Beschwerden korrelieren. Damit ist der Index nicht nur ein arthrosespezifischer, sondern auch ein gelenkspezifischer Evaluierungsscore.
Eine spezifische Überprüfung des Outcomes nach Knieendoprothesenimplantation erlaubt der 1989 von Insall et al. entwickelte Knee-Society-Score (KSS; Insall et al. 1989). Dieser unterteilt sich in einen Knee-Score und einen Function-Score. Der erste Teil erfasst die Schmerzen, den Bewegungsumfang, die Beinachse und die Stabilität. Der zweite Teil beurteilt die Mobilität des Patienten und den Gebrauch von Gehhilfen. Für jeden Teil werden jeweils 100 Punkte vergeben. 2011 wurde der KSS durch eine Arbeitsgruppe um Noble und Scuderi überarbeitet und auf 5 Teilscores erweitert. Relevante Veränderungen sind ein prä- und postoperativer Fragebogen und ein Abschnitt, der sich mit den Erwartungen vor Prothesenimplantation und der Patientenzufriedenheit nach dem Eingriff beschäftigt (Scuderi et al. 2012).
Neben diesen „klassischen“ Fragebögen existieren weitere, auf spezielle Patientengruppen adaptierte Scores, unter anderem der High-Activity-Arthroplasy-Score (HAAS), der aktive Patientengruppen mit Hüft- oder Knieprothese adressiert (Talbot et al. 2010).
Die Verwendung von Funktionsscores erlaubt eine umfassende Analyse vor und nach endoprothetischem Kniegelenkersatz. Trotz der Vielzahl und Vielschichtigkeit der Scores ist die Vergleichbarkeit der klinischen Verlaufsbeobachtungen aufgrund zahlreicher Faktoren limitiert. Für eine suffiziente Kniegelenkkinematik und ein gutes Ergebnis nach Operation sind verschiedene Einflussgrößen zu berücksichtigen. Neben einem adäquaten Implantatdesign und einer korrekten Operationstechnik sind die anatomisch-funktionellen Gegebenheiten und die muskuloligamentäre Stabilität von Bedeutung. Weiterhin nehmen Aspekte wie der präoperative Befund, demografische Faktoren und die Nachbehandlung Einfluss auf das postoperative Ergebnis.
Aus Sicht des Patienten sind besonders zwei Aspekte für eine hohe Zufriedenheit nach Knieendoprothesenimplantation von Bedeutung: Beweglichkeit und Schmerzreduktion. In klinischen Studien wird meist eine maximale Range of Motion (ROM) für Flexion zwischen 100°–120° beobachtet. Eine reduzierte Beugefunktion nach Knieendoprothesenimplantation mit Einschränkung der täglichen Aktivitäten geht dabei mit einer höheren Unzufriedenheit der Patienten einher (Noble et al. 2006). Eine Steigerung des Bewegungsausmaßes kann bis zu 1 Jahr postoperativ nachgewiesen werden. Danach ist in der Regel mit keiner signifikanten Verbesserung zu rechnen (Zhou et al. 2015).
Eine amerikanische Studie mit 698 Patienten untersuchte den Einfluss von Geschlecht und Alter auf das postoperative Ergebnis nach Knieendoprothesenimplantation. Neben dem Bewegungsumfang erfolgte die Evaluation durch den KSS. Es wurde bei präoperativ gleicher ROM (108,2° bei Frauen vs. 108,9° bei Männern) auch in der Nachuntersuchung 1 Jahr postoperativ ein gleicher Bewegungsumfang (118,3° vs. 118,0°) festgestellt. Hinsichtlich der Funktionalität und beim KSS erreichten Männer höhere Werte, was durch das höhere Patientenalter bei Frauen zum Zeitpunkt der Endoprothesenimplantation begründet wird (Parsley et al. 2010). Ähnliche Ergebnisse wurden in einer klinischen Verlaufsbeobachtung nach bikondylärem Oberflächenersatz mit einem durchschnittlichen Bewegungsausmaß von 102 ± 14° 6 Monaten postoperativ gefunden (Bergschmidt et al. 2008). Schlussfolgernd wird älteren Patienten bei gesicherter Arthrose ein frühzeitiger Operationszeitpunkt empfohlen, um ein zufriedenstellendes funktionelles Ergebnis nach Knieendoprothesenimplantation zu erzielen.
Häufig wird ein großer Bewegungsumfang mit einem guten operativen Ergebnis gleichgesetzt. Eine internationale Multicenterstudie (n = 684 Knieendoprothesen) konnte nur eine geringe Korrelation zwischen WOMAC-Arthroseindex und Bewegungsumfang bestätigen. Der durchschnittliche Bewegungsumfang lag bei 110° ± 15° bei einer signifikanten Verbesserung im WOMAC-Arthroseindex beim Follow-up nach 12 Monaten. Dennoch bleibt ein Mindestmaß an Flexion Voraussetzung für ein gutes postoperatives Ergebnis in funktionellen, physischen und psychischen Aspekten der klinischen Verlaufsbeobachtung. Patienten mit einem Bewegungsumfang von kleiner als 95° Flexion wiesen einen signifikant schlechteren WOMAC-Arthroseindex auf (Miner et al. 2003).
Eine Verbesserung der Beschwerden und der Funktion ist in der Regel im Laufe eines Jahres postoperativ zu erwarten. Nach initial bestehender Unzufriedenheit 6 Wochen nach Knieendoprothesenimplantation zeigten sich in einer Untersuchung signifikante Verbesserungen der Zufriedenheit 3 Monate postoperativ und eine weitere geringe Verbesserung bis zum Endpunkt der Untersuchung 12 Monate postoperativ (Papakostidou et al. 2012). Eine deutliche Steigerung der Zufriedenheit ab 1 Jahr postoperativ ist hingegen nicht zu erwarten. In einer weiteren Metaanalyse mit 450 Knieprothesen konnte keine Veränderung der Zufriedenheit zwischen dem ersten und dritten Jahr nach Operation festgestellt werden. Besonders bei Knieprothesen sind ein schlechter präoperativer Gesundheitsstatus und ein geringer Grad der präoperativ bestehenden Arthrose, Faktoren für eine höhere postoperative Unzufriedenheit (Galea et al. 2020).
Als Ursachen für eine verminderte Bewegungsfähigkeit sind neben Infektionen, Implantatunverträglichkeiten, Fehlpositionierungen und Arthrofibrosen zu nennen. Letztere stellen eine schmerzhafte Bewegungseinschränkung mit definiertem Streck- und Beugedefizit dar und treten mit einer Prävalenz von bis zu 10 % nach Implantation einer Knieprothese auf (Gollwitzer et al. 2006). In einer anderen Untersuchung wurde bei 13 von 1000 untersuchten Knieendoprothesen eine Arthrofibrose festgestellt (Prävalenz 1,3 %; Kim et al. 2004).
In Zusammenhang zwischen ROM und klinischem Outcome bleibt der Nutzen sog. High-flex-Knieendoprothesen zu diskutieren. Aufgrund der speziellen Prothesenform ermöglichen diese den Patienten eine Flexionsbewegung von über 120°. In einer Studie von Kim et al. wurden 100 Patienten mit einer NexGen® LPS Knieendoprothese als Standardform und als High-Flex-Variante evaluiert. Nach 10 Jahren Verlaufsbeobachtung konnten keine signifikanten Unterschiede in den gängigen Scores (WOMAC, KSS) und bei der Funktion gesehen werden (Kim et al. 2012). In einer weiteren Studie wurde eine durchschnittliche Beugung bis 131° angegeben (Range 95–155°). Allerdings zeigte sich zwischen 3- bis 6-jährigem Follow-up eine erhöhte Lockerungsrate der femoralen High-flex-Komponenten (Cho et al. 2011). Erhöhte Lockerungsraten von High-flex-Endoprothesen konnten auch in anderen klinischen Studien nachgewiesen werden (Han et al. 2007; Zelle et al. 2011). Auch in experimentellen Untersuchungen im Kniesimulator mit unterschiedlichen Implantatmaterialien und -designs bestätigten sich Lockerungen femoraler Komponenten unter Belastungen in Flexionen >110° (Bergschmidt et al. 2016). In einer Metaanalyse hingegen zeigte sich kein signifikanter Unterschied zwischen einer Standard- und High-Flex-Prothese (Fu et al. 2015). Der tatsächliche Benefit von High-flex-Knieendoprothesen muss in nachfolgenden Studien daher weiter bestätigt werden.
Ein weiterer Aspekt hinsichtlich einer hohen Patientenzufriedenheit ist die Reduktion von Schmerzen. Dies ist ein wesentliches Behandlungsziel bei der endoprothetischen Versorgung des arthrotischen Kniegelenks. Etwa 15–30 % der Patienten erfahren jedoch keine oder nur eine geringe Reduktion der Schmerzen und sind mit dem postoperativen Ergebnis unzufrieden (Momoli et al. 2017). In einer Nachbeobachtung mit 1141 Patienten (1217 Knieprothesen) betrug 1 Jahr postoperativ der Anteil an unzufriedenen Patienten bis zu 20 %. Als den wichtigsten Prädiktor für die Unzufriedenheit konnte ein hohes Schmerzniveau nach Operation ermittelt werden. Weiterhin wurde aufgezeigt, dass die Zufriedenheit mit Eintreten der präoperativen Erwartungen seitens des Patienten korreliert (Scott et al. 2010). Eine signifikante Reduktion der Schmerzen ist ähnlich wie beim Bewegungsumfang bis zum Ablauf des ersten Jahres nach Operation zu erwarten (Phillips et al. 2014). Eine Chronifizierung der Schmerzen, d. h. ein anhaltender Schmerz, der länger als 3–6 Monate nach Knieprothesenimplantation auftritt, ist bei bis zu 20 % der Patienten beschrieben (Wylde et al. 2018). Patienten mit anhaltend schmerzhafter Knieprothese sollten im Anschluss an ein Beobachtungsintervall nach einem standardisierten Protokoll nachuntersucht werden, um eine exakte Analyse der Beschwerden und Therapiestrategien zu ermöglichen (Flierl et al. 2019).

Fazit für die Praxis

Der künstliche Gelenkersatz stellt eine der erfolgreichsten Operationen unserer Zeit dar. Bisher ist es jedoch nicht möglich die komplexe Biomechanik des Kniegelenks mit einem endoprothetischen Ersatz nachzubilden. Eine Vielzahl von Faktoren beeinflusst eine adäquate Gelenkbiomechanik und somit das postoperative Ergebnis. Nicht zuletzt aufgrund der verbesserten klinischen Ergebnisse sind die Implantationszahlen weiter steigend. Um eine hohe Patientenzufriedenheit zu gewährleisten, die Sicherheit weiter zu erhöhen und die Behandlung zu optimieren, ist eine prä- und postoperative Analyse, einschließlich der Abklärung der Erwartungen seitens des Patienten, notwendig. Bei der Vielzahl von Innovationen im Implantatdesign, Implantatmaterial und Operationstechnik müssen die guten frühfunktionellen Ergebnisse in Langzeituntersuchungen bestätigt werden.
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