Knieendoprothetik: Biomechanik des Kniegelenks

1870 beschrieb Wolff erstmals einen Zusammenhang zwischen Belastung, Beanspruchung und anatomischen Strukturen, den er später im sog. Wolff’schen Gesetz manifestierte (Wolff 1892). Basierend auf Wolffs Betrachtungen publizierte Koch die erste analytische Bestimmung der Beanspruchungen langer Röhrenknochen (Koch 1917). Erst später wurde jedoch die außerordentliche Bedeutung der Muskelkräfte für die Belastung und Beanspruchung des Röhrenknochens offenkundig (Pauwels 1951). Am Beispiel der Abduktoren und des iliotibialen Bandes illustrierte Pauwels die Wirkung der Muskeln, die die Beanspruchung des Knochens wesentlich reduzieren.

In einer Vielzahl von Beispielen zeigte Pauwels auf, wie Muskeln und Bänder die durch die Gewichtskraft bewirkten Biegemomente an der Hüfte ausgleichen. In seinen Arbeiten werden die Muskeln als Zugseile oder Ketten dargestellt, die die Last des Körpergewichts balancieren. Er führte dabei den Begriff der Zuggurtung zum Verständnis der Rolle des iliotibialen Bandes ein und definierte eine Zug- und eine Druckseite des Knochens (Pauwels 1973). Aus diesen Überlegungen ergeben sich bis heute direkte Konsequenzen für die klinische Praxis, z. B. für die optimale Lage von Implantaten. Als eine für die mechanische Belastung besonders kritische Aktivität erkannte Pauwels den Stand auf einem Bein (sog. Einbeinstand; Pauwels 1951). Seine Analysen der Querschnittsflächen der Röhrenknochen als auch der mechanischen Belastungen führten ihn zu der Annahme, dass die Röhrenknochen in erheblichem Maße Biegebelastungen zu übertragen haben.

Um die komplexe muskuloskelettale Beanspruchung der langen Röhrenknochen beschreiben zu können, müssen die Bewegung, die äußere Belastung und die Gewichtsverteilung der gesamten Extremität bekannt sein.

Basierend auf individuellen Bewegungs- und äußeren Belastungsmessungen lassen sich dann mithilfe der inversen Dynamik (Chao und Rim 1973) z. B. alters- oder krankheitsspezifische Gelenkbelastungen bestimmen (Winter 1991). Diese Gelenklasten sind die Summe aller durch Muskeln bewirkten Kräfte und Momente. Die Anzahl der ein Gelenk überspannenden Weichteilstrukturen ist so groß, dass mit einer Vielzahl verschiedener Muskelaktivitäten ein und dieselbe Bewegung vollführt werden kann. Am Femur mit 6 Freiheitsgraden greifen z. B. mehr als 26 Kräfte an. Somit kann eine einzige Bewegung durch eine Reihe von Kombinationen von Muskeln erzielt werden. Es gibt also keine mathematisch eindeutige Methode zur Berechnung der körperinneren Belastungen.

Grundsätzlich gibt es zwei verschiedene Möglichkeiten, dieses Problem zu lösen. Zum einen lässt sich die Anzahl der Gleichungen und die der Unbekannten angleichen (Ghista et al. 1976; Pierrynowski 1982), zum anderen kann aus der unendlich großen Anzahl möglicher Lösungen eine mehr oder weniger „sinnvolle“ gefunden werden (Optimierung: Crowninshield 1978; Seireg und Arvikar 1973). Die Problematik besteht dabei im Auffinden eines „sinnvollen“ Optimierungskriteriums. Zu einer besseren Übereinstimmung zwischen Messungen der Muskelaktivität (EMG: Winter 1991) und vorhergesagter Muskelkraft kommt es mit sog. nichtlinearen, dynamischen Optimierungskriterien (Berücksichtigen der Bewegungsgeschichte: z. B. Thunnissen et al. 1992). Trotz dieser Verbesserungen können sich die berechneten Lösungen je nach Gangbild des Probanden, Optimierungskriterium und anatomischem Modell widersprechen (Davy und Audu 1987).

Um die Belastungen im Kniegelenk eines individuellen Patienten bestimmen zu können, müssen alle Last tragenden Strukturen bekannt sein. Je nach spezifischer Fragestellung kann eine Vereinfachung der muskuloskelettalen Anatomie auf wenige Muskelgruppen oder eine Vernachlässigung der stabilisierenden Wirkung der Ligamente zulässig sein (Collins und O’Connor 1991; Holden et al. 1994). Die moderne Bildgebung ermöglicht es, fast alle an den knöchernen Strukturen angreifenden Weichteile für den individuellen Fall zu bestimmen. Somit kann die jeweilige Bedeutung eines speziellen Muskels oder einer Sehne für die mechanische Situation der unteren Extremität ermittelt werden.

Für das Kniegelenk gibt es erst seit einiger Zeit In-vivo-Messungen. Messungen von Hüftkontaktkräften dagegen wurden in vivo erstmals 1966 berichtet (Rydell 1966). Telemetrische Messmethoden wurden von einer Reihe von Forschergruppen entwickelt (Bergmann et al. 1993; Carlson et al. 1974; Davy et al. 1988; English und Kilvington 1979; Mann und Hodge 1990; Taylor et al. 1997). Eine relativ vollständige Darstellung der Hüftkontaktkräfte unterschiedlicher Patienten während unterschiedlicher Gehgeschwindigkeiten ist durch Bergmann und Mitarbeiter (Bergmann et al. 1993) präsentiert worden. Für die Hüfte werden Kräfte zwischen dem 2,9-fachen Körpergewicht (bodyweight, BW; bei 2 km/h) und 4,7 BW (bei 6 km/h) berichtet, die beim Stolpern auch bis 8,7 BW ansteigen können.

Erste Messungen der in vivo wirkenden Axialkräfte am Tibiofemoralgelenk wurden von der Gruppe um D’Lima vorgestellt (D’Lima et al. 2005, 2006). Anhand des postoperativen Verlaufes konnte für einen 80-jährigen Patienten gezeigt werden, dass die Kräfte innerhalb der ersten 12 Monate nach Implantation der Prothese durch Kräftigung der Muskulatur deutlich anstiegen. So wurden 3 Monate postoperativ lediglich Kräfte von 1,2 BW beim Laufen gemessen, während die Maximalkraft 1 Jahr nach der Implantation der Prothese im Mittel 2,8 BW betrug, mit Spitzenkräften bis über 3 BW hinaus (D’Lima et al. 2005, 2006).

Um realistische In-vivo-Daten über die Belastung des Kniegelenkes gewinnen zu können, wurden instrumentierte Knieendoprothesen entwickelt, mit denen die Messung der im Gelenk wirkenden Kontaktkräfte und Momente möglich ist (Heinlein et al. 2007). Als Grundlage wurde eine etablierte Prothese genommen und modifiziert: das INNEX^TM-Systems, Typ FIXUC (Zimmer GmbH, Winterthur, Schweiz), wobei die Femurkomponente und das Tibia-Inlay vom Standardimplantat übernommen wurde. Die von der modifizierten Tibiakomponente erfassten Messdaten werden telemetrisch aus der Prothese gesendet (Heinlein et al. 2007). Die instrumentierte Prothese wurde bei insgesamt 9 Patienten implantiert, die über mehrere Jahre wiederholt bei verschiedenen Aktivitäten gemessen wurden.

Die Kurven zeigen Beispiele für den Kraftverlauf während des Gehens auf ebener Fläche (Abb. 1) und während des Treppensteigens (Abb. 2). Dargestellt sind die axiale Längskraft (rot) sowie die beiden Querkräfte in mediolateraler (grün) und anteroposteriorer Richtung (blau). Zusätzlich ist die Gesamtkraft (schwarz) gezeigt, die sich aus der vektoriellen Addition der Einzelkräfte ergibt.

Im Median aller 9 Patienten ergab sich am ersten Maximum beim Gehen eine Gesamtkraft von 2,09 BW und 2,57 BW am zweiten Maximum (Damm et al. 2017). Wobei sich auch die mit BW normalisierten Gesamtkräfte stark zwischen den Patienten unterscheiden und beim zweiten Maximum von 1,78 BW bis 3,44 BW reichten. Noch höhere Kniekontaktlasten als beim Gehen wurden beim Treppenaufstieg und -abstieg beobachtet, wobei die Gesamtkräfte bei beiden Aktivitäten bis ~4,40 BW erreichten, wobei es auch hier Patienten gab, deren Belastung 3 BW nicht überschritt (Trepczynski et al. 2018). Die große interindividuelle Variation der auftretenden Gelenklasten weist auf erhebliche Unterschiede in der Muskelaktivierung und dem Ausmaß der Co-Kontraktion antagonistischer Muskelgruppen hin.

Die direkten Messungen der tibiofemoralen Kräfte bestätigen ebenfalls den deutlichen Einfluss der Varus/Valgus-Stellung auf die relative mediolaterale Lastverteilung, mit R² = 0,88 beim Einbeinstand und R² = 0,59 während der Abstützung mit einem Bein bei dynamischen Aktivitäten. Allerdings ist der Zusammenhang zwischen dem statisch erfassten Varus/Valgus-Winkel und der tatsächlich medial wirkenden Kniekontaktkraft wenig ausgeprägt (Kutzner et al. 2017).

Auch das dynamisch erfasste externe Knieadduktionsmoment (KAM) beeinflusst die relative mediolaterale Lastverteilung (Abb. 3; Kutzner et al. 2013; Trepczynski et al. 2014). Für 10 Aktivitäten zusammen betrachtet korreliert das KAM ebenfalls mit der medialen Kraft (R² = 0,88), wobei dieser Zusammenhang interindividuell deutlich variieren kann (Abb. 4). Die maximalen Gelenkkräfte sind also nicht nur von der Achsstellung oder der äußeren Belastung abhängig: Die Gelenkkontaktkräfte werden wesentlich durch den individuell unterschiedlichen Einsatz von Muskeln bestimmt, welche für ca. 60–80 % der Gelenkkontaktkraft verantwortlich sind (Trepczynski et al. 2014).

Die In-vivo-Messungen wurden auch genutzt, um nichtoperative Interventionen zu evaluieren, die auf Reduktion oder Verlagerung der Kniekontaktkräfte abzielen, um Belastungen zu reduzieren und damit gegebenenfalls die Weiterentwicklung einer Gelenkarthrose zu verhindern oder zu verlangsamen. So wurden verschiedene Schuhtypen untersucht. Es zeigte sich, dass die meisten Schuhtypen die Knielasten im Vergleich zum Barfußgang erhöhen. Lediglich Laufschuhe und Schuhe mit Rundsohle (MBT) erwirkten eine Reduktion der Kniekontaktkraft um je 6 % und 9 %, allerdings nur in der späten Standphase (Kutzner et al. 2012). Auch Schuhe mit lateralem Keil hatten nur einen geringen Einfluss, und reduzierten die mediale Kniebelastung nur um 1–4 %, bzw. um 2–7 % in Verbindung mit einer Sprunggelenkorthese (Kutzner et al. 2011a). Beim Einsatz von valgisierenden Knieorthesen zeigte sich, dass Reduktionen der maximalen medialen Belastung von über 20 % möglich sind. Allerdings waren diese Ergebnisse interindividuell sehr unterschiedlich, während deutliche Lastreduktionen eine Einstellung der Orthese auf 8° valgus erforderten, was für Patienten nicht über längere Zeiträume erträglich war (Kutzner et al. 2011b).

Somit sind die im Kniegelenk wirkenden Belastungen durch Veränderungen am Schuh oder durch Orthesen nur in sehr engen Grenzen reduzierbar. Auch wenn dies bisher nur für einen speziellen Messprothesentyp (INNEX, sehr stark geführt) gezeigt werden konnte, so erscheinen die Daten doch von generellerer Bedeutung. Weitere Messdaten sind über die Datenbank www.OrthoLoad.com verfügbar. Grundsätzlich beschränken sich In-vivo-Messungen jedoch auf einige wenige Patienten und wenige anatomische Lokalisationen. Daher lässt sich auch aus der Vielzahl an vorliegenden Messungen letztlich kein absolut vollständiges oder in jeder Form allgemeingültiges Wissen der muskuloskelettalen Belastung ableite. Es ist weltweit aber bisher die größte Datensammlung dieser Art.

Um diese Begrenzungen überwinden zu können, wurden analytische Methoden entwickelt und Modelle der neun instrumentierten Patienten erstellt, die eine darüberhinausgehende, weitreichende Bestimmung der muskuloskelettalen Belastungen ermöglichen. Da diese muskuloskelettalen Modelle durch die In-vivo-Messungen validiert wurden, steht nun ein System zur umfassenden Untersuchung der mechanischen Gelenkbelastungen am Knie zur Verfügung (Trepczynski et al. 2012, 2018).

Vorraussetzung für die computerbasierte Analyse des muskuloskelettalen Systems ist die Kenntnis der kinetischen und kinematischen Eingabegrößen. Diese können in einer klinischen Ganganalyse erhoben werden. Kinetische Eingabegrößen sind dabei die am Fuß angreifenden Kräfte und Momente. Die relevanten kinematischen Eingabegrößen sind die räumliche Position von Becken, Oberschenkel, Unterschenkel und Fuß während der Bewegung (Heller et al. 2007b). Chao und Rim konnten zeigen, dass sich anhand dieser Daten die auf die Gelenke wirkenden Momente (äußere Momente) bestimmen lassen (Chao und Rim 1973). Um das mechanische Gleichgewicht zu diesen sog. äußeren Momenten herzustellen, müssen die inneren Strukturen, d. h. Muskeln und Bänder gleichgroße, aber gegensinnig wirkende Momente erbringen. Diese Momente werden außer durch die Kräfte in den Muskeln und Bändern auch durch deren Hebelarme bestimmt. Unter Zuhilfenahme von anatomischen Modellen können die Ansatzpunkte von Muskeln und Bändern während der Bewegung bestimmt werden (Heller et al. 2007b). Die insgesamt am Kniegelenk übertragene Gelenkkontaktkraft setzt sich aus der Summe aller am Gelenk wirkenden, einzelnen Kräfte zusammen. Zur Darstellung dieser Kräfte verwendet man mathematische Optimierungsmethoden, da die Anzahl der Kräfte, die auf das Gelenk wirken, die Anzahl der verfügbaren Gleichungen zur Beschreibung der Gelenkmechanik übersteigt (Heller et al. 2007b). Aus der Summe aller am Kniegelenk wirkenden Muskelkräfte ergibt sich die insgesamt am Gelenk übertragene Gelenkkontaktkraft.

Ein auf CT-Daten des sog. Visible Human (NLM, Bethesda, USA) basierendes Modell der gesamten unteren Extremität wurde von Heller et al. entwickelt (Heller et al. 2001). Für dieses Modell wurde eine gute Übereinstimmung der berechneten Kräfte mit In-vivo-Messdaten von Patienten mit instrumentierter Hüftgelenktotalendoprothese für das Laufen und Treppensteigen nachgewiesen. Nach dieser Überprüfung des Rechenmodells an der Hüfte wurden nachfolgend die Belastungen am nativen Kniegelenk dieser Hüftpatienten ermittelt. Für das tibiofemorale Gelenk betrug die über allen Probanden gemittelte Maximalkraft in axialer Richtung beim Laufen das 3,3-Fache des Körpergewichts (body weight, BW). Die interindividuellen Schwankungen dieser Kräfte waren dabei größer als die intraindividuelle Variationen. Wenn die Belastungskurven aller Wiederholungen der Aktivität gemittelt wurden, um ein typisches Belastungsprofil zu erhalten, ergab sich für das Laufen eine Spitzenbelastung in Höhe des 2,8-fachen BW (Abb. 5). Die für das Treppensteigen errechnete Maximalbelastung war deutlich höher als beim Laufen. Die über alle Patienten gemittelte Maximalkraft betrug hier das 5,9-fache BW. Die Spitzenbelastung trat bei deutlich gebeugtem Knie (Beugewinkel stets größer als 15°) auf. Der Mittelwert der maximalen Scherkraft in anterior-posteriorer Richtung betrug das 0,6-fache BW beim Laufen bzw. das 1,3-fache BW beim Treppensteigen. Diese Berechnungen zeigen, dass das tibiofemorale Gelenk während dynamischer Alltagsaktivitäten erheblichen mechanischen Belastungen unterliegt. Es ist daher davon auszugehen, dass eine ausgeglichene Belastung des tibiofemorale Gelenkes entscheidend zum Erfolg des künstlichen Gelenkersatzes am Knie beiträgt.

Anhand des validierten muskuloskelettalen Modells der unteren Extremität können die Auswirkungen von Achsfehlstellungen auf die Belastungen im Kniegelenk untersucht werden. In einer Untersuchung von Heller et al. lag der Untersuchungsbereich zwischen 8°-Valgus- und 10°-Varusdeformität (Heller et al. 2003). Dabei konnte gezeigt werden, dass sowohl bei Varus- als auch bei Valgusfehlstellungen eine deutlich höhere Gelenkkontaktkraft auf das Kniegelenk wirkt (Abb. 6). Während bei zunehmender Varusfehlstellung das mediale Gelenkkompartiment vermehrt belastet wird, resultiert aus einer zunehmenden Valgusfehlstellung eine vermehrte Belastung des lateralen Kompartiments. Der Anstieg der Gelenkkontaktkräfte war dabei bei Abweichungen von mehr als 4° von der anatomischen Achse besonders stark ausgeprägt.

Diese am Gelenk wirkenden Kräfte sind wesentlich für die langfristige Funktion des Kunstgelenkes verantwortlich und insbesondere das Ausmaß des Polyethylenabriebs ist von den auf das Tibiaplateau einwirkenden Kräften abhängig (Kuster und Stachowiak 2002). Klinisch wurden bei nicht optimal implantierten Komponenten mit Achsabweichungen von mehr als 3–4° höhere Lockerungsraten beobachtet (Heller et al. 2003). Bei der endoprothetischen Versorgung ist daher die Wiederherstellung der physiologischen Beinachse anzustreben. Zu starke Über- als auch Unterkorrektur einer Achsdeformität kann zu vermehrten Belastungen der Gelenkendoprothese mit einem erhöhten Lockerungsrisiko führen.

Nicht nur die Winkelstellung der Beinachsen, sondern auch die Ausrichtung der Gelenkebene spielt eine Rolle für die Lastverteilung im Gelenk. Während üblicherweise versucht wird, die Gelenkebene horizontal relativ zum Boden auszurichten, um die Last mediolateral möglichst gleichmäßig zu verteilen, gibt es auch Ansätze, die im natürlichen Knie häufig nach medial geneigte Gelenkebene zu erhalten. Ein Implantat mit einer physiologischen 3°-Neigung der Gelenkebene nach medial wurde in einer Finite-Elemente-Studie, unter realistischen Belastungen auf Basis von In-vivo-Messungen, bei verschiedenen Implantationswinkeln untersucht. Dabei zeigte sich, dass das physiologisch geneigte Design bei neutraler Implantation vergleichbare Belastungen des Inlays und Knochens zeigt, wie das konventionell-horizontal ausgerichtete Design. Allerdings führten Implantationsfehler von 5° bei interner/externer axialer Rotation beim physiologischen Design zu höheren Belastungen des Inlays und Knochens (Moewis et al. 2018).

Die Kombination aus in vivo gemessenen Kontaktkräften am Gelenk und patientenspezifischen muskuloskelettalen Modellen erlaubt es, auch das Ausmaß der individuellen Co-Kontraktion von antagonistischen Muskelgruppen abzuschätzen. Während ein gewisses Maß an Co-Kontraktion auch bei optimaler Muskelaktivierung unvermeidlich ist, kann sie bei einzelnen Patienten weit darüber hinausgehen, was die große Variation der maximalen Gelenklasten zum Teil erklären kann. Um diese individuellen Unterschiede zu erfassen, wurde das zuvor erwähnte muskuloskelettale Modell durch Trepczynski und Mitarbeiter weiterentwickelt und basierend auf CT-Daten für die 9 Patienten mit instrumentierten Knieprothesen personalisiert (Trepczynski et al. 2018). Das Modell erlaubte nun einen direkten Vergleich zwischen einer optimalen Muskelaktivierung und einer Muskelaktivierung, welche die beim Patienten in vivo gemessenen Kräften reproduziert. Hierbei zeigte sich, dass die Co-Kontraktion des Quadrizeps und der Gastrocnemii in der späten Standphase beim Gehen die Kniekontaktkraft um bis zu 50 % (1 Körpergewicht) erhöhen kann. Der größte Beitrag der Co-Kontraktion trat in der späten Phase des Treppenaufstiegs auf, wobei die Kniekontaktkraft um bis zu 66 % (1,7 Körpergewicht) erhöht wurde. Der erhebliche Beitrag, den die muskuläre Co-Kontraktion zur Gelenkbelastung haben kann, deutet an, wie wichtig bei der Behandlung erkrankter Gelenke die individuelle dynamische Muskelaktivierung ist und wie wenig die statische Gelenkachse über diese muskuläre Komponente aussagen kann.

Diese Ergebnisse zeigen die Bedeutung der mathematischen Berechnungsmodelle für die klinische Praxis, indem sie es erlauben, diejenigen Faktoren zu bestimmen, welche einen besonderen Einfluss auf die Kräfte am endoprothetisch versorgten Gelenk haben.

Die Gelenkbewegungen sind eng mit den am Gelenk wirkenden Kräften und Belastungen verknüpft. Die Relevanz zeigt sich auch in der Diskussion über sog. High-Flexion-Design Kniegelenkendoprothesen. Dieses Design soll dem Patienten eine vermehrte Beugefähigkeit im Vergleich zu den herkömmlichen Implantaten ermöglichen. Aufgrund der erhöhten Belastung bei starker Flexion zeigen diese Prothesen jedoch eine größere Lockerungsrate sowie verstärkte patellofemorale Kräfte (Han et al. 2007; Sharma et al. 2008). Um die wirkenden Kräfte berechnen zu können, ist eine möglichst exakte Erfassung der Gelenkkinematik während typischer Alltagsaktivitäten notwendig. Bewegungsmessungen stützen sich dazu in der Regel auf Daten aus Ganganalysen mit Hautmarkern. Dies ist zwar ein nichtinvasives, sensitives Verfahren um Pathologien der Gesamtbewegung aufzudecken (Andriacchi et al. 1998), der Methode wird jedoch eine mangelnde Präzision bei der Darstellung von komplexen dreidimensionalen Bewegungen zugeschrieben (Heller et al. 2007b). Zur Steigerung der Genauigkeit und Verbesserung der Darstellung wurde ein neues Berechnungsverfahren zur Bestimmung der Rotationsachse entwickelt (Ehrig et al. 2007). Im Vergleich zu bereits etablierten Berechnungsmodellen der Rotationsachse konnte der Symmetrical Axis of Rotation Approach (SARA) die größte Genauigkeit in den durchgeführten Tests zeigen (Ehrig et al. 2007). Mit dem Verfahren könnte es in Zukunft möglich sein, auch aus Hautmarker-basierten Messungen genaue Daten zur Gelenkbewegung zu bestimmen. Dies bleibt an klinischen Daten aus der Ganganalyse zu prüfen (Fuchs et al. 1997).

Ein dreidimensionales modifiziertes Viergelenk-Kettenmodell der tibiofemoralen Kinematik wurde daraufhin von Heller und Mitarbeitern entwickelt (Heller et al. 2007a; Abb. 7). In diesem neuen Modell werden sowohl die Längenänderung der Kreuzbänder als auch Innen- und Außenrotationskomponenten berücksichtigt. Die Validierung des modifizierten Modells erfolgte durch eine magnetresonanztomografische (MRT-)Untersuchung an 12 kniegesunden Freiwilligen. In Seitenlage wurden Scans in 0°, 30° und 90° Flexion durchgeführt. Um den Einfluss der Extensoren zu evaluieren, wurden die Aufnahmen sowohl unbelastet, als auch mit aktivierten Kniegelenkstreckern vorgenommen und mittels Oberflächen-Elektromyografie verifiziert.

Die Längenänderungen der Kreuzbänder zeigten eine gute Übereinstimmung von Modell und In-vivo-Daten (Heller et al. 2007a). Das hintere Kreuzband übernimmt demnach insbesondere in Beugung eine stabilisierende Rolle für die posteriore Translation der Tibia (Abb. 7 und 8). Dehnung und Verkürzung der Bänder zeigen darüber hinaus signifikante Unterschiede zwischen belastetem und unbelastetem Kniegelenk (Abb. 8; Heller et al. 2007a). Die Berücksichtigung dieses Verhaltens ist besonders beim kreuzbanderhaltenden Vorgehen wichtig, um eine möglichst physiologische Gelenkbewegung herzustellen.

Die MRT-Untersuchung stellt in Kombination mit der Oberflächen-Elektromyografie eine gute Möglichkeit zur Darstellung der Kniegelenkkinematik dar. Das Verfahren ist nichtinvasiv und die technischen Voraussetzungen breit verfügbar. Gerade der durch die Verschiebbarkeit der Haut bei der Ganganalyse entstehende Fehler wird hier vermieden. Die exakte Abbildung der knöchernen Gelenkpartner birgt einen weiteren Vorteil. Die Aktivierung der Muskulatur ist mittels Elektromyografie im Vergleich zur Ganganalyse ebenfalls quantifizierbar. Nachteil dieses Verfahrens sind die hohen Kosten der Untersuchung.

Eine weitere Möglichkeit die Kniegelenkkinematik zu untersuchen ist die Fluoroskopie. Wegen der genutzten Röntgenstrahlung ist die Fluoroskopie zwar invasiver als MRT-Untersuchungen, erlaubt aber eine höhere zeitliche Auflösung und findet zunehmend Einsatz bei der Untersuchung von rekonstruierten und ersetzten Kniegelenken (Clary et al. 2013; Dennis et al. 2005; Pfitzner et al. 2018). Mobile Fluoroskopien, die das Gelenk während der Fortbewegung verfolgen, ermöglichen komplett dynamische Betrachtungen der Gelenkkinematik (Guan et al. 2016; List et al. 2017). Mit einem solchen mobilen Fluoroskop wurde die 3D-Kniekinematik erfasst, während gleichzeitig die In-vivo-Kniekontaktkräfte mit instrumentierten Implantaten gemessen wurden (cams-knee.orthoload.com; Taylor et al. 2017). Unter anderem wurde untersucht, in welchem Zusammenhang die mediolaterale Lastverteilung mit dem Zentrum (Pivot) der axialen Rotation während einer belasteten Kniebeuge steht (Trepczynski et al. 2019). Im Mittel aller 6 untersuchten Patienten zeigte sich, dass bei geringen Beugewinkeln (und kongruentem Kontakt der Komponenten) der Pivot und Hauptlast überwiegend medial lagen, während sie beide bei größeren Beugewinkeln überwiegend lateral lagen. Allerdings war der Zusammenhang zwischen Pivot- und Hauptlastposition insbesondere beim Übergang zum nicht kongruenten Kontakt (20–40° Flexion) nicht konsistent, weil hier bei manchem Patienten auch bei überwiegend medialer Belastung ein laterales Pivoting beobachtet wurde (Abb. 9). Auch bei einem symmetrisch geformten Implantat wird die Position der Pivots der axialen Rotation also nicht nur durch die mediolaterale Lastverteilung bestimmt, insbesondere wenn die AP-Bewegung durch ein ultra-kongruentes Design (hier INNEX) stark eingeschränkt wird. Bei moderneren Knie-TEP-Designs ändert sich der Radius der femoralen Komponente kontinuierlich, um die Instabilität der Bewegung zu reduzieren, welche bei abrupter Radiusänderung in mittlerer Flexion auftreten kann (Clary et al. 2013). So konnte in einer weiteren fluoroskopischen Studie gezeigt werden, dass ein Design mit kontinuierlicher Radiusänderung (ATTUNE, DePuy Synthes) kein paradoxes anteriores Gleiten zeigte, und lateral eine größere posteriore Translation des Femurs als ein Modell mit abrupter Radiusänderung (P.F.C. SIGMA, DePuy Synthes) hatte (Pfitzner et al. 2018).