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Einleitung
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Seit circa 50 Jahren werden Sprunggelenk-Endoprothesen mit klinisch relevanten Fallzahlen implantiert. Merkmal der 1. Prothesen-Generation war das uniaxiale Scharniergelenk. Weitere Kennzeichen waren: Zwei Komponenten, die zementiert in Tibia und im Talus verankert werden mussten.
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Die Reduktion des oberen Sprunggelenkes auf ein einachsiges Gelenk führte zu unphysiologischen Belastungen der Seitenbänder, der Syndesmosen und dadurch zu frühzeitigen Auslockerungen der knöchernen Fixation.
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Der notwendige Ausbau dieser Prothesen vergrößerte den Knochenverlust. Der Umstieg auf eine sekundäre Arthrodese bedingte oft ein schlechteres Ergebnis als eine primäre Arthrodese.
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Mitte der siebziger Jahre war die 2. Generation der Sprunggelenk-Endoprothesen entwickelt. Diese waren polyaxial gemäß dem Wirkprinzip Kugel und Pfanne („ball and socket“). Die guten Ergebnisse der Hüft-Endoprothesen waren Vorbild. Zunächst wurden die Komponenten zementiert, später auch zementfrei verankert.
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Die Versagensrate der 2. Generation blieb hoch. Die Standzeiten waren relativ kurz. Aus retrospektiver Sicht verlangte die nahezu ungehemmte Freigabe des Wirkprinzip Kugel in einer Gelenkpfanne von den passiven Stabilisatoren eine Überbelastung ab. Bandrupturen, Auslockerungen und Knochenbrüche bedingten die Konversion zur Arthrodese.
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Seit mehr als 20 Jahren werden Sprunggelenk-Endoprothesen der 3. Generation implantiert. Merkmal ist ein mobiler Kunststoff-Gleitkern zwischen einer konvexen talaren und einer planen tibialen metallischen Komponente. Damit sich hier polyaxiale Bewegungen ergeben, artikuliert der Gleitkern mit einer konkaven Fläche nach talar für Flexion/Extension und planar nach tibial für eine Eversion/Inversion. Diese Idee des „meniscalen Gleitkerns“ wurde anfänglich als geniale Idee begrüßt und noch 2004 als beherrschend für die nahe Zukunft propagiert. (1) Jetzt war das Kniegelenk Vorbild für die Prothese des Sprunggelenkes geworden.
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Anhaltend sind Probleme der Auslockerung aus dem Knochenlager. Eine primär stabile Verankerung führt häufig zu großen Knochenresektionen im Wirtslager. Die operative Implantationstechnik muss äußerst exakt durchgeführt werden. Schon geringste Winkelabweichungen führen zu Fehlbelastungen und zwanghaft zur Auslockerung von Prothesen.
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Die Sprunggelenk-Endoprothetik erreichte 1998 ein kompliziertes Entwicklungsstadium: Ein Prothesen-Model darf in den USA nur an 10 Zentren von besonders geschulten Operateuren implantiert werden. (2,3)
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Die US-FDA lässt Sprunggelenk-Endoprothesen mit drei, untereinander nicht gekoppelten Komponenten nur mit besonderen Auflagen zu; zwei ungekoppelte Prothesenkomponenten dagegen werden akzeptiert.
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Wegen der anhaltend ungünstigen Langzeitergebnisse beschäftigen sich auch versierte operativ tätige Orthopäden nicht mit der Implantation von Sprunggelenk-Endoprothesen. Nur wenige Zentren haben ausreichend Erfahrung und erzielen hinreichend lange Standzeiten.
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Von vielen Orthopäden wird die Implantation einer Sprunggelenk-Endoprothese als ungünstiger Umweg vor einer Arthrodese angesehen.
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Die „geniale Idee“ des Gleitkerns, der eine plane Gelenkfläche für die Rotation verlangt, wird von versierten Orthopäden genau in diesem Bau-Kriterium vernichtend kommentiert: „.. plane Tibiaplatte ... Dies ist jedoch fragwürdig, da die Natur dies über Millionen von Jahren so nicht vorgegeben hat." (4)
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In 2018 wurde die VANTAGE Sprunggelenk-Endoprothese weiterentwickelt. Der meniscale Gleitkern und die plane tibiale Platte verblieben. Die Hoffnung auf Verbesserung der Ergebnisse wurde nun auf zwei unterschiedliche Radien der talaren Konvexität gesetzt. Die zerstörerische Drehmoment-Problematik verblieb immanent und unerkannt.
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Bei manchen orthopädischen Fachkliniken ist im Internet-Auftritt die Sprunggelenk-Endoprothese aus dem Portfolio genommen mit dem Tenor: Was du nicht willst das man dir tut, das füg auch keinem andern zu. (5)
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Andererseits sind Standzeiten von Sprunggelenk-Endoprothesen von mehr als 20 Jahren zu verzeichnen und dabei mit sehr gutem Befinden der Patienten. Es werden also durchaus langfristige und anhaltend gute Ergebnisse erreicht. Aber die Konstanz beim Erreichen dieses Zieles scheint nicht gegeben zu sein.
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Der Bedarf für Sprunggelenk-Endoprothesen ist sicher vorhanden. Oft sind junge Patienten von einer posttraumatischen Arthrose betroffen, die noch 40 Jahre vor einem Rentenalter stehen. Denen eine Arthrodese mit den Folgeproblemen der Anschlussarthrosen zuzumuten, fällt schwer und ist kein Ausweg. Damit schiebt man als Arzt die Verursachung der Folgeprobleme nur ins Schicksalhafte ab. Abhilfe ist das noch keine.
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Nach mehr als 50 Jahren Sprunggelenk-Endoprothese liefert eine Übersichtsarbeit „Arthrodese versus Prothese am oberen Sprunggelenk“ aus einer renommierten BG-Klinik einen düsteren Ausblick: „Die Arthrodese ist nach wie vor der Goldstandard , die Endoprothese ist kein Verfahren, das sie ersetzten wird.“ Die Versagensbilder darin sind erschütternd. (6)
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In Deutschland werden im Jahr zur Zeit circa 1000 bis 1500 Sprunggelenk-Endoprothesen implantiert; mit ständig steigender Tendenz.
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Gemäß der obigen Literatur (6) war für 2011 eine Bedarfszahl von 2100 ermittelt worden. Aus Berechnungen der gesetzlichen Unfallversicherungen sind deutlich steigenden Bedarfszahlen allein für deren Klientel veranschlagt worden. Mit Bedarfszahlen wie bei Hüft- und Kniegelenk-Endoprothesen braucht keinesfalls spekuliert werden.
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Weltweit wird das Verhältnis Arthrodese zu Sprunggelenk-Endoprothese auf 10:1 geschätzt.
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Der Entwickler einer Sprunggelenk-Endoprothese der 3. Generation und Buchautor, Beat Hintermann, hat in seinem Buch „Endoprothetik des Sprunggelenkes“ schon 2005 eine Hommage für die notwendige Entwicklung einer grundlegend neuen Sprunggelenk-Endoprothese propagiert. (7) Die Kriterien hierfür stellt dieser Autor in Kenntnis der relativ guten Ergebnisse seiner eigenen Prothese auf. Zudem hat B. Hintermann weitere Prothesen der 3. Generation analysiert und kritisch gewürdigt.
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Es liegen mittlerweile viele gesicherte wissenschaftliche Erkenntnisse vor, die grundlegend sein müssen und können für eine wesentliche Verbesserung auf diesem Sektor.
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Unser Team hat sich dieser verantwortungsvollen Aufgabe gestellt. Hier eine kurze Vorstellung der Mitarbeiter:
- Prof. Dr. med. Alois Schmid ist von Beruf Chirurg, Unfallchirurg und Orthopäde. Seit mehr als 45 Jahren besitzt er eigene berufliche und operative Erfahrung bei der Implantation von Sprunggelenk-Endoprothesen, somit von der ersten Prothesen-Generation bis zu den aktuellen. Sein Beitrag für dieses Projekt sind die klinische Erfahrung und die Ausarbeitung für die operativen Kriterien.
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Dr. med. dent. Alois Schmid ist wissenschaftlicher Mitarbeiter und Zahnarzt an der Poliklinik für Zahnärztliche Prothetik der Universität Regensburg; z. Z. im Habilitationsverfahren. Für diese Arbeit von entscheidender Bedeutung ist, dass er zuvor im Rahmen einer dualen Ausbildung bei VW an der Ostfalia-Hochschule für angewandte Wissenschaften Maschinenbau studiert hat. Somit liefert er den entscheidenden und wesentlichen Beitrag für die Konstruktion einer neuen und biomechanisch realisierbaren Sprunggelenk-Endoprothese. Seine bisherigen wissenschaftlichen Arbeiten befassten sich mit dem Bereich Werkstoffkunde und der Finite-Elemente-Methode.
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Alexander Schmid und Alois Schmid sind Studenten der High School des John F. Kennedy Gymnasium in Berlin. Ihr besonderes studentisches Interesse gilt der Human-Medizin, der Mathematik, Physik und der Chemie. Zur vorliegenden Arbeit steuerten sie insbesondere geometrische und bio-physikalische Überlegungen sowie anatomische Fakten/Recherchen bei.
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Ziel der Arbeit
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Aus retrospektiver Sicht belegt die oben kurz geschilderte Entwicklungsgeschichte der Sprunggelenk-Endoprothetik eine heuristische Methode. Diese ist gekennzeichnet: durch Versuch und Irrtum zum Ziel zu kommen: trail and error im anglo-amerikanischen.
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In unserem Team versuchten wir den Lösungsweg über wissenschaftlich gesicherte Erkenntnisse und allgemein anerkannte Gesetzmäßigkeiten zu gehen. Dieser Weg wir hier nachvollziehbar dargestellt. Es wurde ein brauchbares Ergebnis erzielt.
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Die direkten, kurzen Wege des Gedankenaustausches zwischen klinisch-operativer Anforderung und planerische 3-dimensionaler Realisierung sind maßgeblich für die qualitativen Leistungen dieser Arbeit. Klar wurden die unverzichtbaren Konditionen von allen Seiten im Team benannt und durch eine sinnvolle Machbarkeit umgesetzt, um das Ziel einer wesentlich verbesserten Sprunggelenk-Endoprothese zu erreichen.
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Material und Methode
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Zunächst wurde eine umfangreiche, aber spezifische Literatur-Recherche vorgenommen. Ausgewählt wurden insbesondere Publikationen, die sich mit den gesichert guten, aber auch ungünstigen Aspekten und Ergebnissen der Sprunggelenk-Endoprothesen aller drei Generationen kritisch auseinandersetzen.
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Speziell die Probleme wurden analysiert, die zur Auslockerung, zum Versagen, zum Ausbau und einem Verfahrens-Wechsel geführt haben.
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Wie sind diese Probleme abzustellen? Sind neue Operations-Methoden hierfür notwendig? Warum sind auch bei Prothesen der 3. Generation Verfahrenswechsel bis hin zur Arthrodese erforderlich?
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Es wurde nicht so verfahren, dass die sich in der Einleitung beschriebene Entwicklungsgeschichte der Prothese als ständige Zunahme der wissenschaftlichen Erkenntnis angesehen wurde. Da sich unser Team aus unterschiedlichen Berufen und Herangehensweisen für Problemlösungen verstand , waren auch Überlegungen zulässig, die wissenschaftlich vermeintlich bereits als erfolglos verlassen worden waren.
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Aus dieser Literatur wurden zielführend die Anforderungen herausgesucht, die für die Entwicklung einer neuen Sprunggelenk-Endoprothese maßgeblich sind. (7, 8)
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Eine neue und erfolgreiche Sprunggelen-Endoprothese sollte
- 1. dem natürlichen Sprunggelenk möglichst gleichkommen,
- 2. mit möglichst wenig Knochenverlust implantiert werden können,
- 3. es muss eine Vollprothese realisiert werden: d. h. das Tibia-Plafon, die konvexe Talus-Gelenkfläche , sowie die talare Gelenkflächen zum Innen- und Außenknöchel, sind zu ersetzen.
- 4. die kraftübertragenden Knochenanteile des Wirtslagers nicht schädigen;
- 5. zementfrei verankert werden können;
- 6. eine schmerzfreie, physiologische Funktion erzielen;
- 7. eine möglichst lange Standzeit gewährleisten;
- 8. Die Implantation sollte möglichst einfach und selbsterklärend sein.
- 9. Eine neue Sprunggelenk-Endoprothese verlangt heute immer nach einer modularen Revisionsprothese als second line of defense.
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Um den Prototyp einer Endoprothese zu erarbeiten, waren Längen- und Distanz-Vermessungen an Knochenmodellen und anatomischen Präparaten erforderlich.
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Für Winkel-Messungen konnten meistens CT-Schnittbilder herangezogen werden. Die synoptische Lektüre der funktionellen Anatomie im Team war von großer Bedeutung.
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Umfangreiche Literatur aus der technischen Mechanik mit den Teilgebieten Statik, Dynamik, darunter Kinematik und Kinetik, sowie der Festigkeitslehre wurden herangezogen. Bei der Entwicklung unserer neuen Sprunggelenk-Endoprothetik diente die Technische Mechanik als unabdingbare Hilfswissenschaft.
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Lehrbücher der Geometrie insbesondere zur Berechnung von Kugelsegmenten, Segmenthöhen sowie Winkelschnitten an Kugel-Segmenten wurden benötigt.
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Ergebnisse
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Aus der Sicht der Technischen Mechanik ist das Sprunggelenk in die Kraftübertragung einer Baugruppe, eines komplexen Systems eingegliedert. Die Kraftübertragung findet bei den Grundfunktionen aufrechter stand und Gang statt. Im Stand ist ein ausgeglichenes System anzunehmen und der Begriff der statischen Kraftübertragung trifft zu. Beim Gehen liegt eine dynamische Kraftübertragung vor. Diese wird auch als Leistungsübertragung bezeichnet.
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Beim Stehen wird die Gewichtskraft des Masseschwerpunktes (LWK-III Bereich) des Körpers über die Hüftgelenke, Kniegelenke, Sprunggelenke auf den Boden abgeleitet. Für dieses reduzierte Gedankenmodell seinen noch die dazwischen platzierten langen Röhrenknochen erwähnt. Als Reaktion entsteht eine zweite oder sogenannte Gegenkraft, die von unten nach oben gerichtet, gleich groß und auf eben dieser Wirklinie liegt. Verlaufen die Kraft und die Reaktionskraft durch ein Bauteil auf der selbigen Wirklinie, so entsteht für das Bauteil kein Drehmoment. So ist die gesamte untere Extremität des Menschen entwickelt.
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Wenn aber zwischen dem Einwirkungspunkt einer Kraft und der Gegenkraft auf ein Bauteil ein Abstand vorliegt, wirkt ein Drehmoment auf diesen Körper oder dieses Bauteil. Die Kraft und die Reaktionskraft würden im Stehen und noch viel mehr beim Gehen mit zyklischer Krafteinwirkung versuchen, das Bauteil zu drehen bzw. zumindest zu lockern. Ein derartiges Problem hat sich der Mensch entwicklungsgeschichtlich für seinen Organismus nie geleistet.
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Bei einem prothetischen Ersatz sollten ebenso keine Bauteile konstruiert werden, die eine auslockernde Wirkung des Drehmomentes zulassen.
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Im Bereich der Gelenke wird zur Kraftübertragung noch die Beweglichkeit abverlangt. Im Hüftgelenk ist der Bewegungsumfang im Vergleich zum oberen Sprunggelenk sehr umfangreich. Dort hat die Natur die ideale Form für Gelenkbauteile aus der Sicht der technischen Mechanik realisiert. Eine Kugel zentriert immer die aufgenommene Kraft punktförmig in ihrem Zentrum und leitet die Kraft von dort auf die Berührungspunkte/-Bereich in die gegenüberliegende Kugelhälfte weiter.
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Im Hüftgelenk wird die Kraft von der Hüftpfanne flächenhaft auf den Hüftkopf übertragen, von dort im Hüftkopf punktförmig zentriert und schließlich auf den Schenkelhals weiteregeleitet.
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Bei eine Hüft-Endoprothese wird die Kraft von der Pfanne über das Kugelzentrum auf den 12/14 Euro-Konus übertragen.
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Noch stilisierter ist die Kraftübertragung von Kugel zu Kugel. Ein Impuls wird punktförmig aufgenommen und über das Zentrum linienförmig (stabförmig) zum gegenüberliegenden Berührungspunkt weitergeleitet. Ein Drehmoment tritt auch durch die Reaktionskraft nicht auf.
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Deswegen ist und bleibt im Hinblick auf die Kraftübertragung ein Kugelgelenk unübertreffbar die ideale Bauweise für eine prothetische Gelenkverbindung. (9) Dabei sind die Bauteile Kugel und Pfanne oder ball and socket.
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Aus Sicht der technischen Mechanik hat der Organismus für die weite Kraftübertragung zwischen Hüftgelenk und Kniegelenk und zwischen Kniegelenk und Sprunggelenk jeweils ein weiteres Konstruktionsmerkmal eingebaut, das keine Drehmomente übertragen kann: Die Knochen-Diaphysen sind mechanisch als Stäbe zu begreifen, die nur Zug- oder Druck-Kräfte übertragen und keine Drehmomente.
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Im Prinzip ist die Natur hinsichtlich des Kniegelenkes auch bei der Kraftübertragung durch eine kugelförmige Konstruktion im Bereich der medialen Kondyle und der Konkavität des medialen Tibia-Plateaus verbleiben. 70 % der Kraft werden über das mediale Kompartiment übertragen. Die weiteren anatomischen Bauelemente sind aus technischer Mechanik-Sicht mehr unter dem Aspekt der Stabilisierung des Gelenkes zwischen zwei langen Stäben zu sehen. Darunter fallen die Kreuzbänder, die Seitbänder, die Menisci und auch die in einer Sehne integrierte Kniescheibe.
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Im Vergleich zum Hüftgelenk besitzt ein Kniegelenk bedeutend weniger knöcherne Führung. Die notwendige Stabilität wird im Kniegelenk überwiegend durch ligamentäre Strukturen realisiert.
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Beim funktionellen Gebrauch und ohne Degeneration tritt kein Drehmoment an den anatomischen Strukturen auf.
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Anders ist es bei Endoprothesen. Dabei kann es vor allem bei varischer Implantation der Tibia-Komponente zu Auslockerungen durch ein Drehmoment kommen, weil die einwirkenden Kräfte im metallischen Plateau einen Abstand zueinander aufweisen.
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Kielförmige Verankerungen im Knochenlager bzw. Stem-Verankerungen sind am Schienbeinkopf die Abhilfe. Solche Verankerungen für plane Prothesen-Grundplatten sind im Talus sehr begrenzt möglich und führen tibial zu ausgedehnten Knochenresektionen und Implantationsproblemen. Bei Auslockerung und nachfolgendem Ausbau liegen voluminöse Knochendefekte vor.
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In Anbetracht dieser Erkenntnisse ist für das obere Sprunggelenk die Kraftübertragung weder durch eine Stabfunktion noch durch eine Kugelfunktion primär erkennbar. Eine dritte geometrische Form existiert, die eine Kraftübertragung ohne Drehmoment realisieren kann. Das ist die Rolle. Die Wirklinien der Kräfte werden und müssen durch den Rollenmittelpunkt verlaufen. Da die Rolle aber nur eine Bewegungsachse besitzt müssen alle einwirkenden Kräfte senkrecht zu dieser Achse einlaufen. Resultiert dabei für die Achse eine exzentrische Belastung, tritt ein Drehmoment auf. Letztlich versagt die funktionelle Kraftübertragung meist durch Blockierung der Rollenfunktion oder Auslockerung in der Rollenverankerung.
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Das obere Sprunggelenk durch eine Endoprothese auf ein Rollengelenk zur Kraftübertragung zu reduzieren, musste programmmäßig scheitern. Das war das Schicksal der 1. Prothesengeneration.
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Aus der Sicht der technischen Mechanik existieren keine weiteren geometrischen Formen, die eine Kraftübertragung ohne ein Drehmoment gewährleisten. Folglich wandte man sich der Kugelform zu. Die Kugel in Kombination mit Pfanne ist und bleibt die bestmögliche Bauweise für Kraftübertragung in Gelenken mit polyaxialer Funktion. Vom oberen Sprunggelenk wird eine polyaxiale Beweglichkeit verlangt. Führend sind dabei die Extension und Flexion, gefolgt von der Innen- und Außenrotation und unter Einbeziehung des unteren Sprunggelenkes Mitwirkung bei der Pro- und Supination. Zudem sind alle Mischpositionen aus diesen Bewegungen funktionell möglich.
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Ein Kugelgelenk leistet diese Polyaxiale Kraftübertragung. Dieses Konzept solle bei der 2. Generation der Sprunggelenk-Endoprothesen die Lösung sein.
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Die guten Ergebnisse der Komponenten Verankerung bei der Hüft-Endoprothese standen hierfür Pate. Ein anatomisches, oberes Sprunggelenk füllt aber keinesfalls den Bewegungsumfang einer Kugel aus die, wie dies eine Hüftgelenks-Prothesenkugel mit Einschränkungen des Bewegungsumfanges nur durch die stabile Lastübernahme in einem Segmentwinkel von 5,42 Grad gegeben ist. Selbst die Implantation einer Prothese mit einer Halbkugel erlaubt noch einen viel zu großen Bewegungsumfang für ein oberes Sprunggelenk und führt zu einer Auslockerung.
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Die Sprunggelenk-Endoprothesen der 2. Generation versagten, weil den ligamentären und verbliebenen ossären Stabilisatoren eine viel zu hohe Lastübernahme abverlangt wurde. Aus Sicht der technischen Mechanik wurde ein ideales Kraftübertragungs-Prinzip vorzeitig verlassen, weil es zu einer Überforderung der Stabilisatoren des Gelenkes führte.
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Für die 3. Generation der Sprunggelenk-Endoprothesen stand das natürliche Kniegelenk Pate. Die Anlehnung daran war der meniscale Gleitkern. Dies wurde als geniale Idee hoffnungsvoll begrüßt. Auf Jahre hinaus wurde darin ein beherrschendes Kriterium für Endoprothesen des Sprunggelenkes prophezeit.
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Durch eine konkave Form zur talaren Prothesen-Komponente erlaubte der Gleitkern die Extension und Flexion. Durch eine plane Fläche zur tibialen Komponente waren die Innen- und Außenrotation gegeben. Mischpositionen waren durch eine gewisse Translation in der Frontalebene möglich. Es war ein polyaxiales System.
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Aus Sicht der technischen Mechanik waren mit der planen Gleitfläche des Gleitkernes ein regelrechtes Kuckucksei in das Kraftübertragungs-System eingezogen. Die plane Gleitfläche des meniscalen Gleitkerns muss zwangsläufig mit einer zweiten planen Fläche artikulieren. Damit tritt in jeder Endstellung der Sprunggelenk-Endoprothese der 3. Generation ein Drehmoment auf. Dieses versucht immer Bauteile zu drehen oder, wenn diese fixiert sind, aus der Verankerung zu lösen und zu bewegen. Das Drehmoment entsteht dadurch, dass die Kraft und die Gegenkraft nicht mehr auf der selbigen Linie durch ein Bauteil wirken, sondern am Bauteil unterschiedliche Einleitungspunkte besitzen. Es gilt: Je größer diese Distanz, desto größer wird das Drehmoment.
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Zudem gilt: Je größer das auflastende Körpergewicht, desto größer ist das Drehmoment. Die zweite Kraft, die immer auch einwirkt, besitzt die selbige Größe. Das Drehmoment (Nm) berechnet sich aus dem Produkt der eingeleiteten Kraft (kg) und dem Abstand der einwirkenden Kräfte (m).
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Der Abstand entspricht maximal der Länge, Breite oder Diagonalen vorrangig der tibialen Grundplatte. Aber auch die talare Komponente ist vor der negativen Auswirkung eines Drehmomentes nicht geschützt.
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Das Drehmoment steigert sich beim Gehen, schnellen Gehen oder gar beim Springen. Die physikalische Größe Drehmoment verändert sich dann und kann um ein Mehrfaches größer werden. Die dynamische Kraftübertragung wird auch als Leistungsübertragung bezeichnet und führt im negativen Sinne zu Auslockerung mit hohen Drehmoment-Amplituden und dies zyklisch angehäuft.
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Abgemindert werden die negativen Auswirkungen dieser Drehmomente durch großvolumige Stem-Verankerungen der tibialen Komponente. Auch schlüssellochartige Pressfit -Verankerungen in der tibialen Kortikalis oder Schraubenverankerungen kommen zur Anwendung.
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Operativ ist durch aufwendige intraoperative Röntgen-Kontrollen eine möglichst exakte Ausrichtung der tibialen Komponente zur idealisierten Achse des Schienbeines zu fixieren. Dabei muss man sich bewusst, dass die cranial-distale Achse durch den Talus physiologisch bereits eine Winkelabweichung zur Längsachse der Tibia aufweist.
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Rückfußfehlstellungen bewirken oder verstärken ein Drehmoment.
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Die geometrischen Formen der Sprunggelenk-Endoprothesen der 3. Generation kompensieren oder verzeihen auch geringfügige operative Abweichungen nicht. Selbst nachfolgend auftretende Rückfuß-Achsabweichungen führen wegen des konstruktiv immanenten Problems des Drehmoments zu einem Versagen der Prothese.
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Ein Entwickler dieser Prothese der 3. Generation hat zu folgender Abhilfe gegriffen : Diese Prothese darf in den USA nur noch von speziell geschulten Operateuren an insgesamt zehn Zentren implantiert werden. (2,3)
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Der Organismus hat offensichtlich folgende Gegenmaßnahme ergriffen: Bei Revisionsoperationen zeigte sich öfters, dass der Kunststoffgleitkern durch Bindegewebe derart eingewachsen, ja umwuchert war, dass so gut wie kein Gleiten mehr möglich war. Dadurch war zwar die angestrebte funktionelle Wirkung des Gleitkernes wieder aufgehoben, aber das Ziel war erreicht: Eine Kraftübertragung ohne Abstand zwischen Kraft und Gegenkraft, also fast wie beim Ideal eines Kugelgelenkes als geometrischer Ort der Kraftübertragung.
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Ein weiterer Autor einer in Europa häufig eingebauten Prothese der 3. Generation hat in seinem Buch 2004 eine Hommage für die Entwicklung einer grundsätzlich neuen Prothese verfasst.
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Unser Team hat Kenntnis von der Entwicklung einer ansatzweise neuen Sprunggelenk-Endoprothese aus dem Jahre 2007. Offensichtlich wurde diese Prothese wegen patentrechtlicher Anliegen bisher nicht marktfähig gefertigt. (4)
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Diese Prothese besitzt einen meniscalen Gleitkern mit einer zylindrisch konkaven Gleitfläche nach talar und einer sphärisch konkaven Gleitfläche nach tibial. Dieses Mal stehen die ossären Gelenkpartner des lateralen Knie-Kompartimentes mit ihren beidseits konvexen ossären Flächen und einer meniscalen Absicherung Pate. Auch das Sprunggelenk weist im Tibia-Plafon mittelständig eine konvexe Teilfläche auf, die umgeben ist von einer überwiegend konkaven Gelenkfläche.
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Aus Sicht der technischen Mechanik, die für die gesamte Problemlösung in der Position einer Hilfsmethode verbleibt, ein interessanter Ansatz für eine zentrierte Kraftübertragung. So kennt man die Kraftübertragung als Form der Impulsübertragung beim Newton-Pendel von Kugel zu Kugel in nur einem Punkt.
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Die Gelenksrealität und der funktionelle Gebrauch widersprechen aber einer derart idealisierten Kraftübertragung. Bei allfälligen Gelenksbewegungen wird der Meniscus-Gleitkern in die Funktion eines bewegungshemmenden Bremskeiles gezwungen. Spätestens dann werden wiederum Drehmomente ausgelöst.
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Unseres Erachtens ist diese GAS-Sprunggelenk-Endoprothese keine taugliche Lösung, weil die notwendige Bewegungshemmung dieser Sprunggelenk-Endoprothese bei allen Bewegungsrichtungen ein Drehmoment auf Bauteile der Prothese verursacht.
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Wesentliche Meilensteine für die Entwicklung unserer neuen Sprunggelenk-Endoprothese sind:
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Talare Prothesen-Komponente
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Die beste Methode der Kraftübertragung in Gelenken ist die Kugel und somit das Prinzip „ball and socket“. (9) Dieses Wirkprinzip wurde oben sehr ausführlich dargestellt. Auch die Natur realisiert für polyaxiale Gelenke stets dieses Grundprinzip oder im Bedarfsfall erkennbare Abweichungen davon.
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Bedeuten sind die Arbeiten von mehreren Autorengruppen, die nachgewiesen haben, dass das obere Sprunggelenk um ein inkonstantes Zentrum rotiert. (19) Die beiden Bilder aus dieser Arbeit mit der schematischen Darstellung des Sprunggelenkes in der Frontal- und der Seitansicht und dem eingezeichneten instanten Rotationszentrum (11) sind herausragend wichtig. Diese Bilder wird jeder, der sich mit der Planung einer Sprunggelenk-Endoprothese befasst, wie Urbilder aus dem Höhlengleichnis von Platon bei sich mentale aufrufen können. Wissenschaftlich ist derzeit gesichert: Position und Muster der instanten Rotationszentren variieren je nach Individuum, Bewegungsrichtung, Belastung und pathologischen Zustand.
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Trotz der auch mathematisch berechneten Bewegungen des instanten Rotationszentrum ist die Konstruktion einer Endoprothese möglich. Von Bedeutung ist, dass dieser Inkonstanz durch die intrinsic Stabilität der Prothesenform selbst entgegengewirkt wird.
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Wenn das Rotationszentrum große Kreisbahnen oder Kugelvolumina beschreiben würde, wäre eine Prothesen-Konstruktion so gut wie nicht möglich.
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B. Hintermann schreibt in seinem Buch ((7) 2005 Lit. s. o. S 32): „... die inkonstante Achse, „...das multipel wechselnde instante Rotationszentrum stellt zweifellos eine nachhaltige Anforderung an die Konstruktion einer Sprunggelenk-Endoprothese." Das war auch das Kardinal-Problem beim Lösen dieser Aufgabe.
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Unter Beibehaltung der genannten wesentlichen Meilensteine war die Methode des „Freischneidens“ der technischen Mechanik zielführend. (12)
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Dies ist ein rein gedanklicher Vorgang, der das Sprunggelenk (oberes und unteres) als ein kugelförmiges geometrisches Gebilde mit einem inkonstanten Rotationszentrum auffasst. Letztlich reduzieren wir den Körper (das Sprunggelenk) auf eine Kugel und fassen deren inkonstantes Rotationszentrum zu einem Zentrum zusammen. Dies ist erlaubt, weil die Abstände der wechselnden Kugelzentren sehr gering sind. Man muss sich gedanklich dabei stets vergegenwärtigen, dass sich bei jeglicher Ansicht des Sprunggelenkes dieses Kugelzentrum finden lässt.
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Für Berechnungen lässt sich dieses Zentrum als ein einziger Punkt darstellen, insbesondere ohne Distanz zwischen der durchgeleiteten Kraft und deren Reaktionskraft.
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Durch dieses Zentrum leitet der Organismus beim Stehen und Gehen die Kraftübertragung zum Boden. Vom Boden wird die immer gleich große Gegenkraft gebündelt durch dieses instante Zentrum nach oben übertragen, ohne im Sprunggelenk ein Drehmoment zu verursachen. Das sogenannte Freikörperbild enthält dann auch niemals Kräfte, die der Körper selbst auf seine Umgebung ausübt. Zum Beispiel werden die Kräfte, mit denen das Sprungbein ligamentär mit den Malleolen oder mit dem Fersenbein verbunden ist, mental weggeschnitten, weil sie sich gegenseitig neutralisieren. Nur die von außen einwirkenden - durchgeleiteten - Kräfte verbleiben. Zur Verdeutlichung: Das ist auch der Fall, wenn der Mensch geht oder drastischer auf einem Bein hüpft. Da ist zum einen die Kraft, die von der Masse des Körpers nach unten in Richtung Boden durch das Sprunggelenk übertragen wird. Zum anderen ist es die gleich große Kraft, die vom Boden durch das Sprunggelenk über das Knie und Hüftgelenk rumpfwärts gerichtet ist.
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Die Methode hierfür wird in der technischen Mechanik „Freischneiden“ bezeichnet. Dieser Begriff ist eine wichtige Methode der Physik und insbesondere der technischen Physik. Es ist ein rein gedanklicher Vorgang, der das Bauteil durch den die Kraft geleitet wird, von seiner Umgebung isoliert. Da von diesem dreidimensionalem Bauteil bereits ein Zentrum wie bei einer Kugel ermittelt worden ist, kann man sich dieses Bauteil auch durch eine Kugel mit selbigem Rotationszentrum ersetzt vorstellen.
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Damit eine Endoprothesen-Komponente die beiden, von außen einwirkenden Kräften weiterhin zentrisch und ohne Drehmoment durchleitet, muss es Kugeleigenschaften besitzen und dabei selbst so gehemmt sein, dass es ortsständig verbleit aber polyaxiale Bewegungen in einer Gelenkverbindung erlaubt. Dies leistet nur die geometrische Form einer Kugel. Auch die Natur hat dies so entwickelt. Alle anderen Bauformen wie Menisci, liegende Kegelform, unterschiedliche Radien der Talus-Rolle und Integration des Talus in einer knöchernen Gabel mit Syndesmosen sind als Hemmungs-Elemente einer ansonsten übermäßig freien Beweglichkeit aufzufassen. Ohne das mentale Freischneiden ist diese zulässige Lösung des Problems nicht erkennbar.
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Theoretisch hat die Natur alle Abweichungen von einer reinen Kugelform bei der Anlage des Sprunggelenkes integriert, um durch Hemmungen des Bewegungsumfanges eines Kugelgelenkes dennoch bei einem nahezu punktuellen Zentrum der Kräftedurchleitung zu verbleiben. Auf diese Weise treten in einem natürlichen Sprunggelenk so gut wie keine Drehmomente auf, denn die Größe Distanz zwischen den beiden Wirkkräften strebt gegen Null. Damit lässt sich das Wirkprinzip des instanten Rotationszentrum erklären und letztlich in eine konstruierbare Sprunggelenk-Endoprothese umsetzen.
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Im Prinzip ist also eine Kugelsegmentform der talaren Endoprothesen-Komponente zu entwickelt,
- ➢ die polyaxiale Gelenkeigenschaften aufweist,
- ➢ die von außen einwirkende Kräfte gebündelt durch das anatomische Zentrum leitet und auf das Schienbein überträgt,
- ➢ die in der Lage ist, dass alle arthrotischen, relevanten Gelenkflächen durch das System ersetzt werden können,
- ➢ die genügend eigene Hemmung (intrinsic Stabilität) gewährleistet.
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Wesentlich für die gesamte Konstruktion dieses geschnittenen Kugelsegmentes ist es, dass sich dessen Radius und somit das projizierte und theoretische Kugelzentrum mit dem physiologischen instanten Rotationszentrum deckt. Dieses realisiert unsere Entwicklung. Unser System enthält dort genau keinen distanzierten Angriffspunkt für eine Kraft, so dass das Konstrukt sich nicht selbst „aus den Angeln heben kann“.
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Aus geometrischen Überlegungen ist es immer möglich durch drei Punkte einen Kreis zu legen. Eine Ausnahme gibt es: Die Punkte liegen alle auf einer Linie. Mit dieser Überlegung lassen sich an den anatomischen Strukturen die Kugelgröße und die Dimensionen der Segmentabschnitte festlegen. Die CAD-Rechenprogramme erlauben bei der weiteren Konstruktion die dreidimensionalen Konstruktionszeichnung. Dabei kann genau abgestimmt werden, dass der Kugeldurchmesser passgenau gewählt wird, damit die Resektionen am Knochen hinreichend groß sind, um eine Vollprothese zu implantieren. Andererseits so knochensparend ausgeführt wird, dass alle wesentlichen lasttragenden Knochenstrukturen erhalten bleiben. Die Kugelsegmentabschnitte gewährleisten dabei eine formschlüssige Artikulation mit der Malleolen-Gabel und bewirken die intrinsic Stabilität.
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Um die gültige Vorstellung einer Voll-Prothese des Sprunggelenkes zu erfüllen, musste das Tibia-Plafon, die konvexe talare Gelenkfläche und die seitlichen talaren Gelenkflächen ersetzt werden. Die Punkte sind medial bis annähernd zur radiologisch definierbaren Innenknöchelspitze und lateral bis zum Krümmungspunkt der talaren Gelenkfläche an der Basis der Talus-Rolle definiert.
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Von Bedeutung ist, dass die Punkte auf einem ap-Rö-Bild und auch intraoperativ leicht und eindeutig zu bestimmen sind.
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Durch die Anwendung dieses geometrischen Grundsatzes wurden zunächst die Maße einer Sprunggelenk-Endoprothese für einen ca. 1,78 cm großen Menschen konzipiert.
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Da Winkelmaße im Wesentlichen von der Körpergröße unabhängig sind, konnten diese aus der Literatur übernommen werden. Eigene Messungen wurden an CT-Schnittbildern und 3D-Rekonstruktionen vorgenommen. Bei der Konstruktion der Prothese wurden hierbei die Mittelwerte angewandt.
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Gemäß diesen hier kurz skizzierten geometrischen Überlegungen und bekannten anatomischen Winkelmaßen ist es möglich, für unterschiedlich große Menschen baugleich, aber z. B. drei bis vier Prothesengrößen herzustellen. Zudem müssen rechts und links Versionen gefertigt werden.
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Die weitere Realisierung erfolgte über ein CAD-Programm (Fusion360, Autodesk, San Rafael, USA). In dieses wurden sämtliche Längen- und Winkelmaße eingegeben und programmmäßig hinsichtlich aller Bauteile und Knochenresektionen aufeinander stimmig angepasst. Die 4 a, b, c, d, zeigen die technischen Ansichten bzw. Schnittbilder mit den Winkelmaßen gemäß internationalem Standard.
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Die talare Prothesen-Komponente entspricht einem Kugelsegment mit definiertem Radius. Dadurch sind eine Flexion und Extension sowie Innen- und Außen-Rotation, alle Mischpositionen und ansatzweise eine Pro- und Supination möglich. Von wesentlicher Bedeutung sind aber die Hemmungen all dieser Bewegungen auf ein physiologisches Maß. Dies wird durch die seitlichen Zuschnitte der Kugelsegmente erreicht, deren Flächen bei allen Bewegungen formschlüssig artikulieren. Die seitlichen Winkel entsprechen den physiologischen Maßen, so dass sich das Kugelsegment nach vorne verbreitert. 1 a und 1 b: Implantierte Sprunggelenk-Endoprothese im oberen Sprunggelenksbereich: 1 a: Ansicht von vorne: Gut sichtbar sind die im Sprunggelenk implantierte talare, metallische Grundplatte mit der aufgesteckten sphärischen UHMWP-Komponente mit den seitlichen Segment-Schnitten; 1 b: Ansicht von dorsal; Die talaren Komponenten artikulieren medial und lateral formschlüssig mit der knöchernen Sprunggelenk-Gabel. Die seitlichen talaren Flächen sind physiologisch steilgestellt bzw. gekippt. So werden durch die talare Form der Prothese der physiologische Bewegungsumfang, die Kraftübertragung ohne Drehmoment und ebenso die ossäre intrinsic-Stabilität oder Hemmung der Bewegungen realisiert.
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Das beschriebene talare Prothesen-Bauteil sollte aus UHMW-Polyethylen oder auch aus Keramik hergestellt werden. Für eine Prothesengröße mit selbigem Radius sollten drei Kugelsegmente mit unterschiedlich hohen Segmenthöhen zur Verfügung stehen um Bandspannungen gerecht zu werden. Dieses Bauteil sollte auf eine talare Grundplatte, die der Form der Resektionsfläche entspricht, rotationsstabil aufsteckbar sein.
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Die 3 mm starke talare metallische Grundplatte sollte im Bereich des mittelständigen Fixationsovals für eine hohe Primärstabilität mit einer 4,5 mm Knochenschraube fixiert werden können. Die Schraube würde auf dem zentrischen Wirklinienverlauf der durchgeleiteten Kräfte liegen. 2 zeigt die beiden talaren Komponenten: Unten befindet sich die metallische, talare Grundplatte mit mittelständigem Aufnahmelager für die Fixationsschraube zur Erhöhung der Primär-Stabilität und zugleich rotationsstabiler Ausrichtung der sphärischen UHMWP-Komponente. Die sphärische Komponente ist hier im aufgeklappten Zustand über der metallischen Grundplatte positioniert. Gut zu erkennen sind die seitlichen Segmentabschnitte der talaren Komponenten.
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Von einer Hydroxylapatit-Beschichtung und einer 3D-Oberflächenstruktur gehen wir bei den zwei einheilungspflichtigen Bauteilen der gesamten Prothese aus. Eine Verankerung mit Knochenzement ist nicht beabsichtigt.
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Wegen der planen Kontaktfläche zum talaren Wirtslager ist eine ossäre Integration im Rö.-Bild einfach zu erkennen. Bei einem notwendigen Ausbau wäre dieser nach Zurückdrehen der zentralen Schraube durch einen planen Sägeschnitt ohne großen Knochenverlust möglich.
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Damit kein Missverständnis auftreten kann: Die plane talare Grundplatte ist nicht in einem Gelenksbereich der Kraftübertragung eingesetzt. Mit einer Auslockerung durch ein Drehmoment ist hier nicht zu rechen. Denn die Gelenkverbindung selbst besitzt eine Kugelform. Nach physikalischer Gesetzmäßigkeit wird die Kräfteübertragung zwangsläufig durch das Kugelzentrum geleitet. Letzteres entspricht dem physiologischen, instanten Drehpunkt.
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Tibiale Prothesen-Komponente
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Die geometrische Form der tibialen Komponente als konkave Pfanne ergibt sich aus dem artikulierenden Kugelsegment und dem Radius des tataren Bauteiles. Wir stellen uns eine 3 mm starke metallische Pfanne aus einer Cobalt-Chrom-NickelLegierung vor.
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Nach unseren Berechnungen und gemäß unseren Modellen hat die Pfanne eine ausreichend hohe innere Segmenthöhe. Dadurch verbleibt die talare Komponente unter Mitwirkung der Bandstrukturen in der Pfanne und wird nicht ausgerenkt. Für die Pfanne als dreidimensionale Struktur angesprochen, wird immer eine ausreichende Kavität realisiert. Gleitpaarungen sind nach unserer Vorstellung mit einer metallischen Pfanne und einem UHMWPE- oder Keramik-Kugelsegment anzubieten.
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Das ossäre Wirtslager in der distalen Tibia ist radius-spezifisch und segmentspezifisch aus zu raspeln. Um die Knochenresektion dort möglichst gering zu halten, ist die Pfanne in der sagittalen Ausrichtung an beiden Seiten abgeschnitten und in der Schichtdicke reduziert. Denn an den Seiten findet nur eine sehr geringe Druckübertragung statt. Dies wird gewährleistet durch die systemimmanente Hemmung der Endoprothese. Die äußere Form der talaren Prothesenschale wäre einem Industrieschutzhelm ähnlich. Durch diese gekürzten Seiten würde insbesondere die Stabilität des Innenknöchels nicht beeinträchtigt und lateral würde kein Konflikt mit dem fibularen Kortex auftreten. 3 zeigt die tibiale, metallische Grundplatte in Artikulation mit der sphärischen UHMWP-Komponente. Auf der konvexen Seite weist die talare Komponente eine mercedessternartige Erhöhung, um sich damit im ossären Wirtslager rotationsstabil zu verankern. Die hier nicht einsehbare konkave Fläche der metallischen, tibialen Komponente artikuliert mit der sphärischen talaren UHMWP-Komponente. Bei der 3 sind der Außenknöchel und die distale Tibia für einen besseren Einblick weggelassen.
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Die Rotationsstabilität der Pfanne würde zudem durch eine Aussparung für den 3. Malleolus gewahrt.
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Die Pfannenrandausbildung übernimmt die durchgeleitete Kraft vom tibialen Kortex ventral und dorsal medial bis mittig direkt. Dorsolateral erfolgt die Kraftübertragung durch das Massiv des 3. Malleolus auf den konvexen Pfannenrücken.
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Drei Randzacken am vorderen Pfannenrand lassen die korrekte Ausrichtung und die ausreichend tiefe Pressfit-Implantation kontrollieren.
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Aus der Sicht der technischen Mechanik bleibt die wichtigste Trabekellinie im Bereich der distalen Tibia weiterhin für die Kraftübertragung unangetastet genutzt. (13) Dies bestätigt zudem die stilisierte Sichtweise, dass die Kraftübertragung drehmomentfrei durch Stab und Kugel biomechanisch umgesetzt ist. Die Endoprothese lässt dieses biomechanische System intakt und ebenfalls ohne Drehmoment.
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Es ist davon auszugehen, dass die beiden ossär verankerten Endoprothesen-Teile sich durch Gebrauch und Belastung weiterhin selbst verankern und sich nicht zyklisch auslockern.
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Das Wirkprinzip und die Bauform der Kraftübertragung im Gelenk sind robust gegenüber Abweichungen von einer winkelgenauen Implantationsweise.
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Implantation
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Die operative Implantation konnten wir entsprechend der Wirkweise der Kraftübertragung und Elimination eines Drehmomentes so gestalten, dass nicht nur Spezialisten die Prothese einbauen können. Der gewohnte vordere Zugang ist erforderlich.
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Durch einen Ausrichtstab wird die Tibia-Achse nachvollzogen. Der mediale Punkt an der Talus-Basis und der Mittelpunkt der vorderen Talus-Gelenkfläche werden bestimmt. Zur Längsachse besteht in der Ausrichtlehre ein rechter Winkel. Die Resektionslinie am Talus wird so ausgerichtet, dass auch durch den lateralen Resektionspunkt eine Resektionslinie definiert wird. Durch ein seitliches intraoperative Rö-BV-Kontrollbild wird diese vordere Resektionslinie zu einer Fläche nach dorsal ausgebreitet. Es wird danach ausgerichtet, dass die talare Gelenkfläche vollständig reseziert wird. Dafür wird ein schlitzgeführter Schnittblock so abgepinnt, dass eine plane, talare Resektionsfläche entsteht.
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Durch diesen Zugang und nach der talaren Resektion wird mittels einer speziellen sphärischen Raspel das Pfannenlager vorbereitet. Die korrekte Position ist einfach durch Sicht und zudem unter Rö-BV zu kontrollieren. Dass die Ausrichtung der Pfanne formschlüssig zur tibialen Prothesenkomponente erfolgt, lässt sich kontinuierlich mit Probeprothesen-Bauteilen überprüfen. Hierbei können auch die Bandspannung und der mögliche Bewegungsumfang getestet werden. Das definitive Einschlagen der Pfanne erfolgt über ein C-förmig gebautes Setzinstrument. Beim Schlag auf das freie Ende, das in Richtung der Tibia-Längsachse unterhalb der Ferse gehalten wird, überträgt sich der Impuls über den C-Bogen auf die Pfanne. Diese wird unter Sicht press-fit im ehemaligen Tibia-Plafon verankert.
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Der Knochenverlust an der distalen Tibia bleit minimal. Eine Schwächung des Innenknöchelpfeilers wird definitiv vermieden. Die Trabekellinien in der distalen Tibia bleiben selbst metaphysär für die Kraftübertragung erhalten.
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Auch das Einwachsen der tibialen Prothesenkomponente in das ossäre Wirtslager ist durch Rö-Bilder einzusehen und zu kontrollieren.
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Die Endoprothese ist modular konzipiert. Beim Versagen einer Komponente braucht nur dieser Teil gewechselt werden. Ein Ausbau beider metallischer Komponenten wäre in diesem Fall nicht erforderlich. Ebenso ist ein alleiniger Wechsel der aufsteckbaren, kugelförmigen UHMW-Polyethylen-Komponente möglich.
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In modularer Weise sind auch Revisions-Prothesen konzipiert.
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Diskussion
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Lange Standzeiten werden nach der Implantation von Sprunggelenk-Endoprothesen der 3. Generation auch derzeit nicht konstant erreicht.
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Zwingend ist nach mehr als 50 Jahren Sprunggelen-Endoprothese auf diesem Sektor ein zielsicheres und erfolgversprechendes Verfahren ähnlich wie bei der Hüft- oder Kniegelenk-Endoprothetik zu etablieren.
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Versierte Orthopäden gibt es genug. Daran kann das Problem der kurzen durchschnittlichen Standzeiten nicht liegen. Es war naheliegend sich mit dem Produkt der 3. Prothesen-Generation und deren Vorgänger grundsätzlich nochmals zu befassen.
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Aus retrospektiver Sicht wurden alle drei bisherigen Prothesen-Generationen nach dem heuristischen Vorgehen entwickelt. Anfänglich wurde das obere Sprunggelenk durch die Prothese auf eine primitive Rolle reduziert. Nach kurzer Zeit stellte sich das Versagen ein.
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Durch das beste Bauelement, das die Natur und die Geometrie hierfür zur Verfügung hat, die Kugel, sollte Abhilfe geschaffen werden. Die Stabilisatoren des Prothesenlagers waren damit vollständig überfordert. Auch die 2. Prothesen-Generation versagte.
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Obwohl in den Lehrbüchern der Funktionellen Anatomie für das Sprunggelenk schon seit mehr als 120 Jahren umfangreiche Kapitel über Hemmung der Bewegung im Sprunggelenk geschrieben worden war, verwarf man nun die Kugel im wahrsten Sinne ohne Hemmung als Konstruktionsprinzip.
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Auch in die 3. Prothesen-Generation schlich unbemerkt ein Konstruktionsfehler ein. Es ist die plane Platte im Gelenksbereich, die langzeitig jede implantierte Sprunggelenk-Endoprothese zum Aushebeln bringen muss. Verursacht durch die Platte und verstärkt durch den meniscalen Gleitkern, entsteht zwischen den durchgeleiteten Kräften (Kraft und Reaktionskraft) durch das Bauprinzip selbst immer ein Drehmoment. Dadurch wird bei jedem Schritt und Tritt die Prothese mehr und mehr ausgehebelt. Es sei denn, dass durch eine bindegewebige Reaktion die Beweglichkeit so weit reduziert wird, dass das Wirkprinzip der Prothese weitestgehend aufgehoben wird. Das heißt: Je weniger die Prothese funktioniert und das designte Wirkprinzip zur Geltung kommt, desto länger wird die Standzeit der Prothese andauern.
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Unser Team hat in einer interprofessionellen Zusammenarbeit die Problematik in der bisherigen Entwicklungsgeschichte der Sprunggelenk-Endoprothetik analysiert und in die Entwicklung einer erfolgversprechenden Endoprothese umgesetzt.
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Im individuellen Fall bedeutet derzeit die Implantation einer Sprunggelenk-Endoprothese noch keine Gewissheit auf eine lange Standzeit und sehr häufig die Konversion hin zu einer Arthrodese.
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Oft verläuft der Fortschritt vom Primitiven über das Komplizierte zum Einfachen. Wir haben den Eindruck gewonnen, dass die Implantation unserer Prothese einfacher, selbsterklärend und robuster hinsichtlich geringen Winkelabweichungen ist. Ein derart zeitaufwendiges intraoperatives Röntgen wie derzeit, ist nicht mehr zu erwarten.
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Die Natur hat für eine Kraftübertragung von Zug- und Druckkräften in einer gelenkigen Verbindung nur eine beschränkte Anzahl von geometrischen Formen zur Verfügung. Diese haben wir ermittelt und in das Modell einer funktionsfähigen und herstellbaren Sprunggelenk-Endoprothese synthetisiert.
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Zusammenfassung
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Vom natürlichen Sprunggelenk des Menschen ist durch mathematische Berechnung und geometrische Messungen wissenschaftlich gesichert, dass ein sogenanntes instantes Rotationszentrum mit annähernd punktförmiger Ausbildung vorliegt. Das obere Sprunggelenk selbst gewährt einen polyaxialen, aber beschränkten Bewegungsumfang.
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Durch das sogenannte Freischneiden, ein Begriff aus der technischen Mechanik, konnten wir nachweisen, dass beim Gehen und Stehen ein externes Kräftepaar vom Massemittelpunkt des Körpers über das Sprunggelenk durch dieses Rotationszentrum zum Boden übertragen wird. Die Reaktionskraft wird vom Boden drehmomentfrei durch dieses Rotationszentrum rumpfwärts geleitet.
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Beim fortgeschrittenen Verschleiß (Arthrose) des oberen Sprunggelenkes wird eine Endoprothese benötigt, die ebenso polyaxial wie das natürliche Sprunggelenk funktioniert und diese Kräfte drehmomentfrei durch das Sprunggelenk überträgt.
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Wir haben erstmalig eine kugel-segment-förmige talare Endoprothese des oberen Sprunggelenkes entwickelt, die ein drehmomentfreies Rotationszentrum realisiert und sich deckungsgleich mit dem natürlichen Rotationszentrum implantieren lässt.
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Diese talare Prothesen-Komponente erlaubt die polyaxialen Bewegungen des natürlichen Sprunggelenkes. Durch seitliche Segmentzuschnitte hält es bei jeder Bewegung Kontakt zur verbliebenen ossären Sprunggelenk-Gabel und besitzt dadurch eine intrinsic-Stabilität. Diese reduziert den möglichen Bewegungsumfang einer Kugelform auf den physiologischen Bewegungsumfang. Weil der Bewegungsumfang auf ein physiologisches Maß reduziert bleibt, ist die tibiale Prothesen-Pfanne nach beiden Seiten gekappt ausgebildet.
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Beide Prothesen-Komponenten lassen sich zementfrei implantieren. Bei der Implantation ist sehr wenig Knochen zu resezieren.
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Unsere Prothese beinhaltet alle Anforderungen für eine lange Standzeit der Prothese.
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Wir hoffen, dass wir mit unserer Entwicklung die Langzeitkomplikationen der Sprunggelenk-Historie beenden können. Jeder einzelne Fall des Versagens der bisherigen Prothesen zog meist noch schlimmere Langzeitkomplikationen nach sich.
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