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Apr 07, 2023

Eine übermäßig gebeugte Position der Femurkomponente führt bei der Knietotalendoprothetik zu abnormalen Kinematiken und Gelenkkontakt-/Bandkräften

Wissenschaftliche Berichte Band 13,

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 6356 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Details zu den Metriken

Schlechte klinische Ergebnisse werden bei übermäßiger Beugung der femoralen Komponente bei der Knieendoprothetik (TKA) berichtet, ihre Mechanismen sind jedoch noch nicht aufgeklärt. Ziel dieser Studie war es, den biomechanischen Effekt der Flexion der Femurkomponente zu untersuchen. Kreuzbandsubstituierende (CS) und posterior stabilisierte (PS) TKA wurden in einer Computersimulation reproduziert. Anschließend wurde die Femurkomponente mit anteriorer Referenz von 0° auf 10° gebeugt, wobei die Implantatgröße und der Streckungsspalt beibehalten wurden. Kniekinematik, Gelenkkontakt und Bandkräfte wurden bei Aktivitäten mit tiefer Kniebeugung bewertet. Wenn die Femurkomponente bei der CS-TKA um 10° gebeugt wurde, wurde bei mittlerer Beugung eine paradoxe Vorwärtsverschiebung des medialen Kompartiments beobachtet. Das PS-Implantat konnte am besten mit einem 4°-Flexionsmodell im mittleren Flexionsbereich stabilisiert werden. Die Kontaktkraft des medialen Kompartiments und die Kraft des medialen Kollateralbandes (MCL) nahmen mit der Flexion des Implantats zu. Bei keinem der Implantate gab es bemerkenswerte Veränderungen in der patellofemoralen Kontaktkraft oder im Quadrizeps. Zusammenfassend lässt sich sagen, dass eine übermäßige Beugung der Femurkomponente zu abnormalen Kinematiken und Kontakt-/Bandkräften führte. Die Vermeidung einer übermäßigen Beugung und die Aufrechterhaltung einer leichten Beugung der Femurkomponente würden zu einer besseren Kinematik und biomechanischen Wirkung bei CS- und PS-TKA führen.

Die totale Knieendoprothetik (TKA) hat die Lebensqualität und die täglichen Aktivitäten von Patienten mit Kniearthritis im Endstadium erfolgreich verbessert1. Viele Faktoren können zu den klinischen Ergebnissen beitragen, wie zum Beispiel der Zustand des Patienten, das Implantatdesign und die Operationstechnik1,2,3. Unter den chirurgischen Techniken ist die richtige Implantatposition einer der Schlüsselfaktoren für den Erfolg der TKA4,5.

Obwohl die optimale prothetische Ausrichtung in der Sagittalebene unbekannt ist, wurde eine leicht gebeugte Position der Femurkomponente empfohlen5,6. Die Ausdehnung der Femurkomponente kann zu einer Einkerbung des vorderen Femurs führen und den patellofemoralen Kontaktdruck erhöhen7,8. Um ein Einkerben zu vermeiden, kann die Femurkomponente so gesteuert werden, dass der vordere Flansch nahezu parallel zur vorderen Kortikalis des Femurs verläuft9. Bei der navigierten TKA wurde eine leicht gebeugte Position verwendet7,10. Allerdings erhöht die Beugung der Femurkomponente den hinteren Kondylenversatz, was sich auf die Kniekinematik und die Gelenkfestigkeit auswirken kann11,12. Ein früherer Bericht zeigte, dass eine Zunahme der sagittalen Flexion der Femurkomponente um 2° zu einer Verringerung des Flexionsspalts um 1 mm führte11. Darüber hinaus wird davon ausgegangen, dass sowohl übermäßig gestreckte als auch gebeugte Positionen die Polyethyleneinlage überbeanspruchen13,14.

In einer Computersimulationsstudie wurde berichtet, dass die Beugung der Femurkomponente mit einer posterioren Referenz die Kinematik und biomechanischen Effekte bei TKA verbessert8,15. In einer früheren Studie wurde jedoch berichtet, dass eine übermäßige Beugung zu einer geringeren Zufriedenheit und Funktion führt16. In dieser Studie wurde eine Computersimulationsstudie eingesetzt, um die Auswirkung der Beugung der Femurkomponente mit anteriorer Referenz auf die Kniebiomechanik zu untersuchen. Die Hypothese war, dass eine leichte Beugung der femoralen Komponente keinen Einfluss auf die Kinematik und die Gelenk-/Bänderkraft hätte; Eine übermäßige Beugung der Femurkomponente würde jedoch eine abnormale Kinematik und/oder eine abnormale Gelenk-/Bandkraft zeigen.

Die vorliegende Studie wurde von der Ethikkommission der Graduiertenschule und der medizinischen Fakultät der Kymakioto-Universität (Registrierungsnummer R0980) genehmigt und in Übereinstimmung mit den nationalen Ethikrichtlinien für medizinische und Gesundheitsforschung unter Einbeziehung menschlicher Probanden und den ethischen Standards der Deklaration von Helsinki durchgeführt. Der einzelne Teilnehmer, mit dem das Knochenmodell erstellt wurde, erhielt eine Einverständniserklärung zum Risiko dieser Untersuchung, einschließlich der Strahlenexposition, und stimmte zu.

Diese Studie wurde unter Verwendung eines muskuloskelettalen Kniemodells in einer Computersimulation durchgeführt (LifeMOD/KneeSIM 2010; LifeModeler Inc., San Clemente, CA, USA). Das Simulationsmodell bestand aus einem dynamischen Muskel-Skelett-Programm zur Kniemodellierung. Das Modell umfasste die tibiofemoralen und patellofemoralen Kontakte, das laterale Kollateralband (LCL), das mediale Kollateralband (MCL), den Quadrizepsmuskel und die Quadrizepssehne, die Patellasehne, die Oberschenkelmuskulatur und Elemente der Kniekapsel. Alle Bandbündel wurden als nichtlineare Federn mit Materialeigenschaften modelliert, die in einer früheren Studie ermittelt wurden17. Die Ursprünge der Einstichpunkte und der Steifheit wurden auf der Grundlage einschlägiger anatomischer Studien18,19,20,21 bestimmt. Das Simulationsprogramm wurde zuvor validiert, um angemessene Schätzungen der Kinematik, des Kontaktstatus und der Kontaktkraft zu gewährleisten22,23. Das Computersimulationsmodell mit den Anhängen von Bändern, Randbedingungen und Implantaten ist in Abb. 1 dargestellt.

Computergerenderte Bilder. (a) Gesamtbild dieser Studie mit Oxford-Knie-Rig. (b) Befestigung von Bändern und Randbedingungen mit dem in dieser Studie verwendeten Bi-Surface-Implantat. (c) Simulationsprotokoll und Bewegungsbereich für tiefe Kniebeugung. (d) Vier Computersimulationsmodelle mit 0°, 4°, 7°, 10° Flexion der Femurkomponente gegenüber der distalen femoralen anatomischen Achse und Implantat-Verkleinerungsmodell mit 10° Komponentenflexion im Bi-Surface-Implantat.

Basierend auf schlechten klinischen Ergebnissen aufgrund einer übermäßigen Flexionsposition der femoralen Komponente im Bi-Surface-Knie (Kyocera, Kyoto, Japan)16 wurde für die Computersimulationen das Bi-Surface-Kniesystem mit kreuzbandersetzendem (CS) Tibia-Einsatz verwendet diese Studie. Das Bi-Surface Knee System ist eine einzigartige Prothese mit vielversprechender Langzeithaltbarkeit und besteht aus einem Kugelgelenk als drittem Kondylus, das auch bei tiefer Beugung den Kontakt zwischen der Femurkomponente und der Polyethylenschale ermöglicht24. NexGen LPS-flex (Zimmer Biomet Inc., Warsow, IN, USA), ein festsitzendes, posterior stabilisiertes (PS) Implantat mit einer Multiradius-Femurkomponente, wurde ebenfalls als eine der am häufigsten verwendeten Prothesen bewertet25.

Das dreidimensionale Knochenmodell wurde aus Computertomographiebildern (CT) des gesamten Beins eines gesunden Freiwilligen (Alter: 30 Jahre, Geschlecht: männlich, Größe: 170 cm, Gewicht: 80 kg, Hüft-Knie-Knöchel-Winkel: 0,1° Varus, medialer proximaler Tibiawinkel: 86,9°, mechanischer lateraler distaler Femurwinkel: 87,0°, vorderer Krümmungswinkel des Femurs: 4,2°, posteriore Tibianeigung: 4,1°) und TKA mit zwei Arten von Implantaten wurden simuliert. Zur Verwendung als Standardmodell wurde die koronale Ausrichtung der Femurkomponente mit einem Sulkusschnitt senkrecht zur koronalen mechanischen Achse des Femurs festgelegt, um die Dicke des distalen Femurschnitts zu bestimmen. Eine anteriore Referenz wurde verwendet, um die antero-posteriore Position der Femurkomponente zu bestimmen. Die sagittale Ausrichtung verlief parallel zur distalen anatomischen Achse des Femurs, und der vordere Kondylus des Femurs wurde bündig mit dem vorderen Rand der Femurkortikalis geschnitten, wobei die axiale Rotation parallel zur chirurgischen Epikondylachse erfolgte. Die Tibiakomponente wurde zur koronalen Ausrichtung senkrecht zur mechanischen Achse der Tibia platziert, wobei eine natürliche hintere Neigung (4°)16 erhalten blieb, und die Drehung erfolgte parallel zur Akagi-Linie. Um die ursprüngliche Patelladicke beizubehalten, wurde ein Patellaersatz durchgeführt. In der Computersimulation wurde ein Implantat geeigneter Größe (Femurkomponentengröße: Bi-Surface Knee; XLAG, LPS-flex; F) eingesetzt.

Mithilfe der Computersimulation mit der TKA-Prothese wurden zwei Zyklen hockender Aktivität in einer belastenden tiefen Kniebeuge nach einem Knie-Rig vom Oxford-Typ simuliert (Abb. 1a,b). Während der Hockaktivität wurde eine konstante vertikale Kraft auf die Hüfte ausgeübt, die einem Körpergewicht von 80 kg entsprach, was in eine Belastung von ~ 4.000 N auf das Knie umgewandelt wurde. Das Kniemodell wurde innerhalb von 4,5 s von der vollständigen Streckung auf 150° und dann wieder in die volle Streckung gebeugt (Abb. 1c)26. Während zweier Aktivitätszyklen wurden die anteroposteriore Position des Facettenzentrums des medialen und lateralen Kompartiments, die tibiofemorale Kontaktkraft zwischen den Komponenten jedes Kondylus, die patellofemorale Kontaktkraft, die Seitenbandkräfte und die Kraft des Quadrizepsmuskels aufgezeichnet. Die im zweiten Kniebeugenzyklus gemessenen Werte wurden für die Analysen ausgewählt, da der erste Zyklus hinsichtlich der Anpassung der Randbedingungen der einzelnen Komponentenverbindungen etwas instabil war.

Die Experimente wurden durchgeführt, indem die sagittale Ausrichtung der Femurkomponente geändert wurde (Abb. 1d). Zunächst wurde die Femurkomponente mit einer anterioren Referenz um 4°, 7° und 10° bis zur Flexion von der ursprünglichen Position (0°) in der Sagittalebene gedreht. Dieser Rotationswinkel wurde auf der Grundlage der vorherigen Studie ausgewählt, in der der mittlere Flexionswinkel der Femurkomponente 4° mit einer Standardabweichung von 3° betrug und Patienten mit übermäßiger Flexion der Femurkomponente (≥ 8,5°) schlechtere klinische Ergebnisse erzielten16. Der distale Femurschnitt wurde von der ursprünglichen anatomischen Achse des distalen Femurs gebogen, und der distale Femurschnitt wurde unter Verwendung eines Sulkusschnitts durchgeführt, um den Streckungsspalt zu bewahren. Der proximalste Punkt des vorderen Flansches wurde an der Oberfläche der vorderen Femurkortikalis platziert, um ein Einkerben oder einen vorderen Überhang des Implantats zu vermeiden. Die Größe des Implantats wurde nicht verändert und der hintere Überhang des Implantats (6,7 mm bzw. 6,3 mm Zunahme bei Bi-Surface Knee und LPS-Flex bei Beugung der Femurkomponente von 0° auf 10°) blieb erhalten. Zweitens wurde der erhöhte hintere Überhang des hinteren Kondylus des Implantats durch eine Implantatverkleinerung (eine Größe kleiner) eines 10°-Flexionsmodells reduziert.

Beim Bi-Surface-Knie mit 10° Flexion der Femurkomponente wurde während des 15- bis 25-%-Zyklus (40° bis 70° Knieflexion) eine allmähliche posteriore Translation in beiden Kondylen beobachtet, gefolgt von einer paradoxen anterioren Translation der mediales Kompartiment (Abb. 2a). Bei einer Verkleinerung der Femurkomponente unter Beibehaltung einer 10°-Flexion der Femurkomponente wurde diese abnormale Bewegung nicht beobachtet. Vor dem bikondylären Rollback durch Beugung der Femurkomponente wurde eine posteriore Translation des lateralen Kompartiments beobachtet (Abb. 2b). Bei der LPS-Flexion zeigte das 4°-Flexionsmodell ein relativ stabiles mediales Kompartiment im mittleren Flexionsbereich (20 % bis 40 % Zyklus), während andere Flexionswinkel paradoxe anteriore Translationen zeigten (Abb. 2c, d). Mit zunehmender Flexion der Femurkomponente bewegte sich das mediale Kompartiment während des bikondylären Rollbacks bei beiden Implantaten nach vorne, das laterale Kompartiment zeigte jedoch keine bemerkenswerten Veränderungen (Abb. 2a–d). Durch die Verkleinerung des Implantats verschob sich das Facettenzentrum des medialen und lateralen Kompartiments während der Roll-Back- und Roll-Forward-Phase nach vorne (Abb. 2a–d).

Antero-posteriore Translation des Facettenzentrums des Bi-Surface Knee (a: MC: mediales Kompartiment und b: LC laterales Kompartiment) und des LPS-Flex (c: MC, d: LC).

In Bezug auf die Kontaktkraft jedes Kompartiments erreichte die Kontaktkraft des medialen Kompartiments ihren Höhepunkt in der Streckungsphase (75 % bis 80 % Zyklus, 75° bis 50° Kniebeugung beim Bi-Surface-Knie und 65 % bis 75 % Zyklus, 120° bis 75° Kniebeugung im LPS-Flex) (Abb. 3a,d). Bei beiden Implantaten nahm die maximale Kontaktkraft des medialen Kompartiments mit der Beugung der Femurkomponente zu, die Kontaktkraft im lateralen Kompartiment zeigte jedoch keine bemerkenswerten Veränderungen (Abb. 3a, b, d, e, Tabellen 1 und 2). ). Durch die Verkleinerung der Femurkomponente konnte die mediale Kontaktkraft erheblich reduziert werden (Abb. 3a,d, Tabellen 1 und 2). Die patellofemorale Kontaktkraft wurde durch die Beugung der Femurkomponente nicht wesentlich verändert (Abb. 3c, f, Tabellen 1 und 2).

Kontaktkraft im Bi-Surface-Knie (a–c) und LPS-Flex (d–f). (a,d) mediales Kompartiment, (b,e) laterales Kompartiment, (c,f) Patellofemoralgelenk. MC mediales Kompartiment, LC laterales Kompartiment, PF Patellofemoralgelenk.

Wenn die Bandkraft beobachtet wurde, nahm die MCL-Kraft mit zunehmender Beugung der Femurkomponente zu, und jeder Spitzenwert wurde sowohl in der Beugungs- als auch in der Streckungsphase beobachtet (Abb. 4a, d). Diese maximalen MCL-Kräfte wurden bei etwa 25 % bis 30 % und 75 % bis 80 % der Zyklen beobachtet, was dem mittleren Beugebereich (ungefähr 50° bis 80° der Kniebeugung) entspricht. Die Beugung der Femurkomponente von 7° auf 10° der Kniebeugung zeigte bei beiden Implantaten einen erheblichen Anstieg der MCL-Kraft, die durch die Verkleinerung der Femurkomponente deutlich reduziert wurde (52 % Reduzierung der Bi-Oberfläche und 48 % Reduzierung). im LPS-flex von der Originalgröße) (Abb. 4a,d, Tabellen 3 und 4). Der Effekt auf den LCL war geringer als der auf den MCL, und die Quadrizepskraft wurde durch die Beugung der Femurkomponente oder die Implantatgröße nicht dramatisch verändert (Abb. 4b, c, e, f, Tabellen 3 und 4).

Bandkraft im Bi-Surface-Knie (a–c) und LPS-Flex (d–f). (a,d) mediales Seitenband, (b,e) laterales Seitenband (c,f) Quadrizeps. MCL mediales Seitenband, LCL laterales Seitenband.

Diese Studie zeigte, dass eine übermäßige Beugung der Femurkomponente die Kontaktkraft des medialen Kompartiments und die MCL-Kraft sowohl bei CS- als auch bei PS-TKA erhöhte. Das Bi-Surface-Knie zeigte eine Instabilität in der Mitte der Beugung, die durch die paradoxe anteriore Translation ausgedrückt wurde, wenn das Implantat um 10° gebeugt wurde. Bei der LPS-Flexion war eine 4°-Flexion der Femurkomponente in der mittleren Flexion am stärksten stabilisiert, und andere Flexionswinkel zeigten eine paradoxe Vorwärtstranslation. Insgesamt kann eine leichte Beugung der Femurkomponente bei diesen Implantaten für die Kniebiomechanik unbedenklich sein. Durch die Verkleinerung der Femurkomponente wurden die erhöhten Kontakt- und Bandkräfte aufgehoben, wahrscheinlich durch einen geringeren hinteren Überhang.

Beim Vergleich der einzelnen Implantate schien das Bi-Surface-Knie im mittleren Flexionsbereich stabiler zu sein, mit Ausnahme des 4°-Flexionsmodells, bei dem beide Implantate eine gute Stabilisierung zeigten. Obwohl die Auswirkung der Beugung der Femurkomponente auf Kontakt- und Bandkraftänderungen bei beiden Implantaten ähnliche Trends zeigte, war die Größe der Spitzenkontaktkraft des Bi-Surface-Knie kleiner als die des LPS-Flex. Im Flexionsbereich, in dem LPS-Flex die höchste Kontaktkraft zeigte, hatte ein Kugelgelenk im Bi-Surface-Knie eine weitere Kontaktfläche als dritten Kondylus, was wahrscheinlich die Kontaktkraft der medialen und lateralen Kondylen verringerte. Die Unterschiede in den Bandkräften im frühen bis mittleren Flexionsbereich waren möglicherweise auf den kombinierten Effekt von Stabilität, antero-posteriorer Position und Rotation des Implantats zurückzuführen.

Frühere Studien haben die kinematischen und biomechanischen Auswirkungen der Flexion der femoralen Komponente bei TKA untersucht. In einer früheren Computersimulationsstudie wurde beschrieben, dass die anteroposteriore Translation der Femurkomponente und die Kraft des Quadrizeps sowohl bei PS- als auch bei kreuzbanderhaltenden TKA-Implantaten abnahmen8,15 In diesen Studien wurde ein 10°-Bereich von −3° Extension bis 7° Flexion der Femurkomponente ausgewertet gegen die mechanische Achse des Femurs. In unserer Studie wurde der Winkel der Femurkomponente gegenüber der distalen anatomischen Achse des Femurs definiert, die in diesem Fall um 1,0° zur mechanischen Achse des Femurs gebogen war; Der Bewertungsbereich reichte von 0° bis 10° Flexion. Daher unterschied sich die untersuchte Implantatposition von der in früheren Studien verwendeten. Der andere Unterschied liegt in der Methode der Implantatflexion. Wir haben die Femurkomponente mit einer anterioren Referenz gebogen, die bündig mit der vorderen Kortikalis des distalen Femurs platziert wurde, um Kerbenbildung und einen vorderen Überhang der Femurkomponente zu vermeiden. Somit führte die Beugung der Femurkomponente zu einer Vergrößerung des hinteren Überhangs der Femurkomponente. In klinischen Berichten wurde berichtet, dass die Beugung der Femurkomponente und ein erhöhter Versatz der hinteren Kondylen das Ergebnis eines hinteren Überhangs der Femurkomponente sind.16,27 wurde mit einer hinteren Referenz gebeugt und ein vorderer Überhang des vorderen Flansches wurde beobachtet8,15. In einer weiteren biomechanischen Studie mittels Computersimulation wurde der Einfluss der Flexion und der Größe des Implantats mit kreuzbandhaltendem TKA28 bewertet. Der Bewertungsbereich der Flexion betrug 0° bis 9° gegenüber der mechanischen Achse des Femurs. In ihrer Studie wurde auch die Femurkomponente mit einer posterioren Referenz gebeugt, und es kam zu keiner Vergrößerung des posterioren Überhangs. Die Ergebnisse zeigten, dass die Beugung der femoralen Komponente den Hebelarm des Kniestreckers in Streckung erhöhte, die Quadrizeps- und patellofemoralen Kontaktkräfte verringerte und für eine stabile Kinematik sorgte. Die Verkleinerung der femoralen Komponente zeigt gemischte Ergebnisse: Die patellofemorale Kontaktkraft steigt, die mediale patellofemorale Bandkraft und die PCL-Kraft nehmen jedoch ab. In den oben genannten Studien wurde das Implantat mit einer posterioren Referenz gebeugt, und die Biegung des Implantats zeigte keine ernsthafte Verschlechterung der Kinematik und Biomechanik. In ihrem Modell könnte ein vorderer Überhang des vorderen Flansches vorhanden sein, ein hinterer Überhang wurde jedoch nicht beobachtet. Im Gegensatz dazu wurde das Implantat in unserer Studie mit anteriorer Referenz gebogen; Daher führte ein erhöhter hinterer Überhang zu einer Verringerung des Beugespalts, was zu einer Erhöhung der Gelenk-/Bandkraft im Modell der ausgedehnten Beugung führte.

Durch die Verkleinerung des Implantats wird die Gelenk-/Bandkraft reduziert, ohne dass es zu schwerwiegenden abnormalen Kinematiken kommt. Beim Vergleich des hinteren Überhangs zeigten die Downsize-Modelle mit 4°-Flexion und 10°-Flexion ähnliche hintere Überhänge. Wenn die anfängliche intramedulläre Führung fälschlicherweise in der Flexionsposition eingeführt wurde und die vordere Referenz-TKA erfolgreich durch geeignete Größe des hinteren Kondylus durchgeführt wurde, konnte ein hinterer Überhang vermieden werden. Dies ist die Bedingung des in dieser Studie verwendeten Downsize-Modells. Allerdings konnte ein hinterer Überhang nicht vermieden werden, wenn das Implantat während der Implantation versehentlich gebogen wurde. In einer früheren Studie wurde über 23 % der unerwünschten Beugung der Femurkomponente während der endgültigen Implantation berichtet29. Dieser Fehler verursacht einen hinteren Überhang, der in dieser Studie zu einer übermäßigen Beugung führen könnte.

Klinisch wurde über die Auswirkungen der Flexion der Femurkomponente in verschiedener Hinsicht berichtet. Im Hinblick auf die Langlebigkeit des Implantats war die Beugung der femoralen Komponente einer der Risikofaktoren für eine Revisions-TEK, da der vordere Überstand des vorderen Flansches des gebogenen Implantats die Quadrizepssehne reizen und eine Patellakrepitation verursachen könnte30. In einer anderen Studie wurde berichtet, dass Femurimplantate mit mehr als 3° Flexion höhere Ausfallraten aufweisen als neutrale (0° bis 3° Flexion) und verlängerte Femurkomponenten31. Was die klinischen Ergebnisse anbelangt, zeigte eine Studie, dass Patienten mit übermäßiger Beugung der femoralen Komponente (> 8,5°) schlechtere Ergebnisse erzielten, obwohl es einen breiten Sicherheitsbereich gab, was zu guter Zufriedenheit und Funktion führte16. Eine andere Studie, die eine Vorhersage eines maschinellen Lernmodells nutzte, zeigte, dass die Wahrscheinlichkeit, „zufrieden oder sehr zufrieden“ zu sein und ein Knie „sich immer normal anzufühlen“, mit einer Änderung der Schienbeinneigung innerhalb von 2° gegenüber der natürlichen Neigung und einer Beugung der Femurkomponente von 0° zunahm bis 7°4. Es wurde berichtet, dass es zwar keinen Konsens über den akzeptablen Bereich der sagittalen Ausrichtung der Femurkomponente gibt, eine übermäßige Flexion jedoch vermieden werden sollte5,6,7,8. Derzeit gibt es keinen definitiven Winkel zur Veranschaulichung einer „übermäßigen“ Beugung, aber wenn man die Biomechanik von zwei Arten von Implantaten beobachtet, schien eine Beugung von 10° zur distalen femoralen anatomischen Achse eine „übermäßige“ Beugung zu sein, da sie zu einer abnormalen Kinematik führte und übermäßige Gelenkkontakt-/Bandkräfte in beiden Implantaten.

Diese Studie hatte mehrere Einschränkungen. Die Simulation bestand zunächst aus einem virtuellen und variablen Modell mit einem im Allgemeinen gesunden Kniegelenk, bestehend aus interpolierten Materialeigenschaften aus Leichenstudien. Die Kinematik und die erhaltenen Kräfte wurden für physiologisch relevante Bewegungen der TKA validiert, die erhaltenen Werte sind jedoch möglicherweise nicht ganz dieselben wie bei lebenden Patienten mit Arthritis im Endstadium. Zweitens wurde keine statistische Analyse durchgeführt, da in dieser Studie ein Standardknochenmodell verwendet wurde. In dieser Studie wurde ein einzelnes gesundes Knochenmodell verwendet, das anhand der tatsächlichen Kniebewegung in der Durchleuchtungsanalyse validiert wurde. Aus ethischen Gründen sind hinsichtlich der Strahlenbelastung derzeit keine Mehrfachknochenmodelle verfügbar. Die Veränderung der experimentellen Bedingungen in einem Knochenmodell, die in der realen Welt nur schwer durchzuführen war, ist die Stärke der Computersimulationsstudie, und zahlreiche Studien haben berichtet, dass sie ein einziges validiertes Knochenmodell verwendet haben8,25,26,28,32,33 ,34. Allerdings gibt es auch bei gesunden Probanden je nach Geschlecht, Rasse und Individuum anatomische Unterschiede35. Das Fortschreiten der Arthrose führt möglicherweise zu zusätzlichen anatomischen Veränderungen der Femurbeugung, der Tibia vara oder der Tibianeigung36,37. Die präoperative und postoperative Unterschenkelausrichtung kann die Biomechanik nach TKA beeinflussen38. Es wurde jedoch nur ein Knochenmodell mit neutraler Ausrichtung mithilfe einer mechanischen Ausrichtungs-TKA simuliert. Daher wäre eine weitere Forschung an mehreren Knochenmodellen, einschließlich eines Arthrose-Knies, ideal, um repräsentativere Informationen zu erhalten, die reale klinische Situationen nachahmen. Drittens wurden in dieser Studie nur zwei festsitzende Implantate, ein CS- und ein PS-Implantat, analysiert. Es ist unklar, ob ähnliche Ergebnisse bei kreuzbanderhaltenden oder mobiltragenden TKA erzielt werden würden. Darüber hinaus kann selbst bei CS- und PS-TKA die optimale Flexion der Femurkomponente aufgrund der unterschiedlichen Oberflächengeometrie je nach Prothese unterschiedlich sein. Zumindest bei den beiden in dieser Studie untersuchten Implantaten wurde jedoch vor einer übermäßigen Beugung der femoralen Komponente gewarnt, was in klinischen Studien zu schlechten Ergebnissen führte4,16. Weitere Studien mit verschiedenen Implantattypen wären ideal, um den Effekt einer übermäßigen Flexion der Femurkomponente zu verallgemeinern.

Zusammenfassend lässt sich sagen, dass eine leichte Beugung der 4°-Femurkomponente eine Stabilisierung der Beugung in der Mitte bei tiefer Kniebeugeaktivität zeigte und die mediale Gelenk-/Bandkraft mit zunehmender Beugung der Femurkomponente zunahm. Wie aus klinischen Studien hervorgeht, ist eine leichte Beugung der Femurkomponente gut für die angestrebte sagittale Ausrichtung der Femurkomponente und eine übermäßige Beugung sollte im Hinblick auf die Biomechanik des Knies vermieden werden.

Die während der aktuellen Studie verwendeten und/oder analysierten Datensätze sind auf begründete Anfrage beim jeweiligen Autor erhältlich.

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Autoren danken Dr. Yoshihisa Tanaka und Mutsumi Watanabe für ihre technische Unterstützung. Die Autoren danken Editage auch für die englische Bearbeitung.

Abteilung für orthopädische Chirurgie, Graduate School of Medicine, Universität Kyoto, 54 Shogoin-Kawahara-Cho, Sakyo-Ku, Kyoto, 606-8507, Japan

Kohei Nishitani, Shinichi Kuriyama, Shinichiro Nakamura, Young Dong Song, Yugo Morita, Hiromu Ito und Shuichi Matsuda

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KN trug zum Studiendesign, zur Datenanalyse und Interpretation bei und verfasste das Manuskript. SK, SN und HI trugen zur Datenanalyse, Interpretation und Überarbeitung des Manuskripts bei. YS und YM trugen zur Datenerfassung bei. SM trug zur Konzeption und Interpretation bei, überarbeitete das Manuskript und überwachte die Studie. Alle Autoren haben das Manuskript gelesen und genehmigt.

Korrespondenz mit Kohei Nishitani.

KN und SN erhielten Forschungsstipendien von Kyocera. SM erhielt ein Forschungsstipendium, ein Beratungshonorar und ein Honorar für einen Vortrag von Kyocera sowie ein Honorar für einen Vortrag von Zimmer-Biomet. Im Übrigen erklären alle Autoren, dass keine Interessenkonflikte bestehen.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Nishitani, K., Kuriyama, S., Nakamura, S. et al. Eine übermäßig gebeugte Position der Femurkomponente führt bei der Knietotalendoprothetik zu abnormalen Kinematiken und Gelenkkontakt-/Bandkräften. Sci Rep 13, 6356 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-33183-2

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Eingegangen: 14. Januar 2023

Angenommen: 08. April 2023

Veröffentlicht: 19. April 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-33183-2

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