Biomedizinische Technik Band 23 Heft 12/78
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
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Biomed. Techn. 23 (1978), 295—304
H. Stallforth M. Ungethüm
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen* Tribological Investigation of Total Knee Joint Prostheses -Aus der Orthopädischen Klinik und Poliklnik der Universität München (Dir.: Prof. Dr. A. N. Witt)
Mit Hilfe eines Kniesimulators soll das tribologische Verhalten einzelner Prothesenmodelle ermittelt werden. Hierfür ist es erforderlich, die Bewegungs- und Belastungsverläufe des natürlichen Knies möglichst genau nachzuahmen. Um die tribologischen Auswirkungen konstruktiver Details von verschiedenartigen Prothesenmodellen zu erfassen, dient eine systematische Konstruktionsanalyse. Die damit erarbeiteten Haupteinflußgrößen können zur Optimierung von neuen Prothesen beitragen. By means of a knee Simulator the tribological behaviour of different types of prostheses shall be investigated. Therefore it is necessary to simulate the movement :and loading pattern of a natural knee äs exact äs possible. To Understand the tribological effects of design details of different prosthesis models a systematical construction analysis ist foreseen. The main influence Parameters, worked out herewith, can contribute to optimize new prostheses.
l Einleitung Eine qualitative Aussage über das tribologische Verhalten von Kniegelenkprothesen ist nur möglich, wenn Dauerprüfeinrichtungen zur Verfügung stehen, die den Gelenkersatz einer dynamischen Beanspruchung aussetzen. Je genauer diese Beanspruchungen denen entsprechen, die im natürlichen Einsatz auftreten, desto exakter werden unterscheidende quantitative Aussagen über den Einfluß von verschiedenen Konstruktionsprinzipien und Werkstoffpaarungen. Gerade diese Trennschärfe ist bei der Untersuchung von Knieendoprothesen entscheidend, um die Vielzahl von Konstruktionsprinzipien, aber auch von konstruktiven Details dem Ausmaß des Verschleißes zuordnen zu können. Während bei Hüftprothesen mit solchen Simulatoren bereits gute und aufschlußreiche Ergebnisse erzielt werden konnten [16], müssen bei den bekannten Kniesimulatoren wesentliche Einschränkungen gemacht werden, was ihren Anwendungsbereich betrifft. Die Tatsache beruht zum größten Teil darauf, daß bei Hüftprothesen die Variationsmöglichkeit hinsichtlich der Konstruktion der Wirkflächen im wesentlichen auf die Größe beschränkt ist. Die Ergebnisse von Simulatortests müssen folglich nur den betreffenden Werkstoffpaarungen zugeordnet werden. Bei Knieprothesen dagegen hat die Bewertung von Verschleißraten wesentlich differenzierter zu erfolgen. Zum einen sind auch hier die Werkstoffpaarungen eine entscheidende Einflußgröße, zum ande-
ren aber muß ein weiteres Schwergewicht der Auswertung auf die verschiedenartigen konstruktiven Variationen gelegt werden. Um dies zu erleichtern und um vor allem auf die wesentlichen Merkmale Rücksicht zu nehmen, die die verschiedenen Prothesenmodelle voneinander unterscheiden, wird hier im Anschluß an die Beschreibung des Simulators der Versuch gemacht, eine Systematisierung der Prothesen hinsichtlich einiger der wichtigsten Details vorzunehmen. Bei der vorliegenden Konzeption eines Kniegelenksimulators wurde vor allem darauf geachtet, den Vorgang des Gehens auf ebener Strecke so genau wie möglich, das heißt aber auch so genau es ein möglichst einfaches mechanisches System erlaubt, zu simulieren. Besonderer Wert wurde daneben auf einfachen und handlichen Aufbau der Maschine gelegt, der sich vor allem in den äußeren Abmessungen, in der Handhabung und geringen Herstellungskosten niederschlagen sollte. Vereinfachende Abweichungen vom tatsächlichen Bewegungs- und Belastungsverlauf wurden dann in geringem Umfang hingenommen, wenn ihr Einfluß auf das Testergebnis von geringer Bedeutung sein wird, oder wenn sich aus der herangezogenen Literatur kein einheitliches Bild über die tatsächlichen Verhältnisse gewinnen ließe. Auf diese Fälle ist im folgenden jeweils gesondert hingewiesen. 2 Anforderungen an die Konstruktion
2.1 Allgemeines Die Anforderungen an die Maschine, besonders die * Die diesem Bericht zugrunde liegenden Arbeiten Zeitverläufe von Bewegung und Belastung, wurden wurden mit Mitteln des Bundesministers für Forschung und Technologie (Kennzeichen MT 267) geför- zusammengestellt anhand einer umfangreichen Litedert. Der Bundesminister für Forschung und Tech- raturrecherche von Analysen am natürlichen Knienologie übernimmt keine Gewähr für die Richtigkeit, gelenk. Diese Werte, aufgebracht auf Prothesen, die Genauigkeit und Vollständigkeit der Angaben stellen damit aber insofern bereits eine Idealisiesowie für die Beachtung privater Rechte Dritter. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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rung dar, als sich die Verhältnisse, je nach Konstruktionsprinzip verschieden, im implantierten Zustand verändern könnten. Darüber gibt es noch keine gesicherten Erkenntnisse ähnlich denen für krankhafte Veränderungen des Gelenks [5]. Die Zeitverläufe der Bewegungen sind im Gegensatz zu denen der Belastung sehr genau zu analysieren. Die effektiv zwischen den artikulierenden Flächen auftretenden Kräfte können, da sie nicht direkt meßbar sind, nur über die Boden-Fuß-Kräfte und mechanischen Berechnungen unter Einbeziehung der Muskelkräfte mit ihren jeweiligen Hebelarmen gewonnen werden. Dabei ergeben sich zum Teil erhebliche Unterschiede. Sie liegen weniger in der Charakteristik der Kurven als in ihren Extremwerten (vgl. dazu [8] und [12] bezüglich der Normalkraft). In diesen Fällen mußte eine Wahl getroffen werden. Weitere ganz wesentliche Forderungen resultieren aus den völlig verschiedenartigen Konstruktionsprinzipien (z. B. Scharnierprothesen, Schlittenprothesen). 2.2 Analyse der Bewegungen Das natürliche Kniegelenk verfügt über zwei Freiheitsgrade, das heißt, es besitzt zwei voneinander unabhängige Bewegungsmöglichkeiten: Die Beugebewegung und eine Rotation um die Tibialängsachse. Die Beugebewegung setzt sich zusammen aus einer rotatorischen Bewegung in der Sagittalebene und einer damit zwangsläufig gekoppelten Bewegung um die Tibialängsachse. Diese Koppelung erfolgt durch die Form der Kondylen und die Anordnung des Bandapparates. Die Rotationsbewegung in der Sagittalebene wird getriebetechnisch vor allem bestimmt durch die Ausbildung der Kreuzbänder als Viergelenk [7] zusammen mit der Form der Kondylen als Kurvengetriebe. Die Drehpunkte dieser Bewegung beschreiben Polbahnen, die individuell verschieden sind [19]. Die Rotationsbewegung um die Tibiaachse erscheint in zwei Formen: Einer willkürlich steuerbaren und der eben beschriebenen zwangsläufigen mit der Beugebewegung. Die willkürliche Rotation kann als Freiheitsgrad im Sinne der Getriebelehre berechnet werden, auch wenn ihr Umfang relativ beschränkt ist. Die dargestellten Bewegungstypen können auch bei den verschiedenen Prothesentypen beobachtet werden: Beugebewegungen mit verschiedenartigen PolBahnen, zwangsläufige und willkürliche Rotation um die Tibiaachse. Selten aber sind diese „physiologischen" Bewegungsformen bei einem Modell zusammen verwirklicht. Daneben gibt es eine große Anzahl von Prothesen, die nur eine Bewegung in der Sagittalebene mit festem Drehpunkt zulassen Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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(z.B. Scharnier-, Kugel- und einige Schlittenprothesen). Andere erlauben zusätzliche translatorische Bewegungen, die durch den Bandapparat eingeschränkt werden müssen, um eine befriedigende Stabilität zu sichern (so z. B. im Bild 14 jene Modelle, die Schema 1.2, II.l, II.2 entsprechen). Bei der Konzeption eines Simulators ist daher zunächst darauf zu achten: .· a) daß alle Prothesen ohne allzuviel Umbauten getestet werden können, b) daß die wesentlichen Bewegungstypen des natür. liehen Kniegelenks nachvollzogen werden können, c) daß die Verschiedenartigkeit der Bewegungen, bedingt durch die unterschiedlichen Konstruktionsprinzipien, nicht zu unerwünschten Zwangskräften führt, daß somit auch ein realistischer Vergleich zwischen ihnen möglich wird. Der Verlauf der Beugebewegung, d. h. die zeitliche Änderung des Beugewinkels, gemessen zwischen Femur- und Tibiaachse, wird in seiner Charakteristik von allen Autoren ähnlich angegeben. Einflußgroßen sind vor allem die Gehgeschwindigkeit und die Steigung bzw. Neigung der Teststrecke. Während individuelle Voraussetzungen schwer zu analysieren sind, gibt Nietert [10] für verschiedene Gehgeschwindigkeiten die zugehörigen Zeitverläufe an. Sie variieren in einem Bereich von zwei bis sechs km/h kaum. Bei schnellerer Geschwindigkeit nimmt der Beugewinkel während der Schwungphase, der Streckwinkel beim Auftreten und das Maximum während der Standphase etwas zu (zur aktiven Abfederung der Massenkräfte). Für die Konzeption des Simulators ist vor allem die Charakteristik der Kurve von Bedeutung. Die beiden Extremwerte sollten möglichst genau angenähert werden, vor allem um die dreimalige Richtungsumkehrung der Beschleunigung und der Winkelgeschwindigkeit unter Last sicherzustellen (Bild 1). Schwungphase
Standphase
-Gehen auf ebener Strecke
10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 % eines, Doppelschritts Bildl. Zeitverlauf des Beuegwinkels während eines Doppelschritts
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Wie bereits erwähnt, muß man bei der Rotation um die Tibiaachse unterscheiden zwischen willkürlicher und zwangsläufiger Bewegung. Letztere wird als „Schlußrotation" bezeichnet. Die Größenordnung dieser Bewegung liegt zwschen 6° nach außen beim Strecken und ca. 6° nach innen beim Beugen bis 110°. Diese Werte ergeben sich aus der Kurve von Fick [3] durch Integration (Bild 2).
110°
Innenrotation:
wu
20
20
( )
0 Pronation/ Beugewinkel 0 [Minuten/ ]
N
10 10
\ \ y. 20
50
ren die Momente zu erheblichen Veränderungen der Belastungsverhältnisse. Folgen davon sind Stielbrüche durch das Körpermoment und Stiellockerungen durch das Moment um die Tibiaachse. Wesentliche Einflußgrößen sind demzufolge die Normalbelastung der Kondylen, das Moment um die Frontal-Dorsal-Achse des Kniegelenks und das Moment um die Tibiaachse. Die absolute Gelenkkraft setzt sich zusammen aus den Boden-Fuß-Kräften, den Muskelkräften und den Kräften des Bandapparates (Kreuz- und Seitenbänder). Morrison [8] gibt die Zeitverläufe der Einzelkräfte an und erhält durch Überlagerung den Verlauf der Druckkraft auf die Kondylen. Er erhält mit diesem Verfahren eine maximale Belastung von etwa Sfachem Körpergewicht.
20° / 0°
Außenrotation:
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Seireg [12] errechnet mit Hilfe eines mathematischen Modells den 7fachen Betrag des Körpergewichtes (Bild 4).
Beu •jewi •tkel 80 9ä 100 11C 60 70 —x. -*S~
-10 Supination/0 Beugewinkel ' [Minuten /']
^
"*>—
—-*
Bild 2. Änderung der Rotation um die Tibiaachse mit dem Beugewinkel (2)
Der Umfang der willkürlichen Rotationsbewegung um die Tibiaachse ist individuell verschieden und nimmt mit dem Beugewinkel zu. Beim gestreckten Kniegelenk ist diese Bewegung nicht möglich (Bild 3). 10 20 30
Beugung
30°
60°
90°
120°
Außenrotation
30°
35°
42°
50°
Innenrotation
40 50 60 70 80 90
% eines Doppelschritts
Bild 4. Vergleich der Belastungskurven von MORRISON und SEIREG
in allen Stellungen 5-10°
Einfacher und durch die Literatur besser gesichert Bild 3. Umfang der willkürlichen Rotation nach FICK (2) ist die Bestimmung des Momentenverlaufs um die Frontal-Dorsal-Achse des Kniegelenks. Er ergibt sich aus dem resultierenden Moment aus den Boden2.3 Analyse der Belastungsverläufe Fuß-Kräften mit den jeweiligen Hebelarmen Zwischen den artikulierenden Flächen des natür(Bild 5). lichen Kniegelenks treten primär Druckkräfte auf. Alle Kräfte werden durch den Bandapparat in Ver80 bindung mit der Formgebung der Kondylen in eine solche Druckbeanspruchung übergeführt. Das 60 gleiche gilt für Prothesen nach dem Schlitten40 prinzip, wobei zu beachten ist, daß infolge des Körc « Q) permoments die mediale Kondyle stärker belastet 20 wird als die laterale [1]. Anders verhalten sich 0 Scharnierprothesen: Sie können Kräfte in drei und Momente in zwei Richtungen aufnehmen. Während -20 10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 die Kräfte in Richtungen, die nicht der Haupt% eines Doppelschritts belastungsrichtung entsprechen, infolge quadratischer Überlagerung keine wesentliche Rolle spieBildS. Moment um die Frontal-Dorsal-Achse während len und im folgenden vernachlässigt werden, füheines Doppelschritts
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Durch die zwangsläufige Kopplung der Rotation an die Beugebewegung durch Muskel- und Bandkräfte ist anzunehmen, daß bei verhinderter Rotation ein Momentenverlauf erzeugt wird, der sich in etwa umgekehrt proportional zum Beugeverlauf verhält. Diesem überlagert wird ein äußeres Moment. Als maximaler Wert wird ein Moment von etwa 30 Nm angenommen, das ungefähr dem Maximum des äußeren Momentes entspricht. 3 Funktion des Simulators
3.1 Funktionsübersicht Die vorliegende Konstruktion erfüllt folgende Forderungen: 1. Die Prothesen werden mit Kunstharz im Adapter eingegossen. Besondere Vorrichtungen sind dazu nicht erforderlich. Ungenaue Einbettung der Prothese wird von der Maschine ausgeglichen. 2. Alle Prothesenmodelle können ohne großen Aufwand (Scharnierprothesen im zusammengebauten Zustand) in die Maschine eingesetzt werden. Stabilisierende Elemente in Form von Bändern oder ähnlichem sind nicht erforderlich. 3. Die Flächenpressung zwischen den artikulierenden Flächen entspricht in ihrem Zeitverlauf und ihren Extremwerten denen, die im implantierten Zustand auftreten. Über Meßeinrichtungen können alle auftretenden Kräfte an Aufzeichnungsgeräten dargestellt und überprüft werden. 4. Die Amplituden aller Kraft- und Momentenverlauf e können einzeln eingestellt werden. 5. Der Beugeverlauf entspricht dem des natürlichen Kniegelenks beim Gehen auf ebener Strecke mit mittlerer Geschwindigkeit. Er ist durch die Geometrie des Antriebsgetriebes festgelegt und läßt sich nicht verstellen. 6. Bei Schlittenprothesen mit einem rotatorischen Freiheitsgrad um die Tibiaachse wird das Moment in dieser Richtung ersetzt durch eine Bewegung, die dem Umfang der Schlußrotation entspricht. 7. Zwangskräfte in unerwünschten Richtungen treten weder infolge ungenauer Einbettung, noch durch die Verschiedenartigkeit der Bewegungstypen der Prothesenmodelle auf. 8. Die Gleitgeschwindigkeit zwischen den artikulierenden Flächen entspricht immer (auch bei Bewegungen mit Polkurven) den tatsächlichen Verhältnissen. • 9. Die Schmierung erfolgt in einem das gesamte Gelenk umgebenden Behälter. Die Flüssigkeit wird auf 37° C thermostatisiert.. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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10. Der Antrieb erfolgt über einen Elektromotor und ein mechanisches Getriebe, das höchste Laufruhe gewährleistet. Die Schrittfrequenz kann durch Einsetzen der gewünschten Riemenräder vorgewählt werden (vorgesehen sind 0,75 und l Hz). 11. Der Simulator ist ausgelegt für den Dauerbetrieb. Seine Ausmaße weisen ihn als Tischmodell aus. 3.2 Beschreibung der Funktionsweise 3.2.1 Antrieb für die Beugebewegung Die konstante Drehbewegung des Elektromotors wird durch ein Differentialgetriebe (Bild 6) umgewandelt in den geforderten Zeitverlauf der Beugebewegung (coAbrieb)· Die beiden Antriebskurbeln dieses Lenkergetriebes sind über einen Zahnriementrieb gekoppelt. Durch geeignete Wahl des Übersetzungsverhältnisses, der Geometrie und der Phasenverschiebung zwischen den beiden Antrieben ist eine genaue Annäherung der geforderten Kurve möglich. Die beiden Kurbeln erzeugen zwei in etwa harmonische Sinusbewegungen, die überlagert auf den Abtrieb übertragen werden. DerBeugeverlauf erfüllt daher näherungsweise die Gleichung (t) = -|- sin (ü>it) + -|- sin (2coit- 80°) £
£
Dieser Antrieb hat gegenüber anderen wie z.B. Kurvengetrieben den Vorteil der einfacheren Herstellbarkeit, der exakteren Bewegungsübertragung, der Vermeidung ungewünschter Beschleunigungen und damit der größeren Lauf ruhe. Die minimale Abweichung im Bereich des ersten Minimums ist infolge des punktsymmetrischen Verlaufs der Sinuskurven nicht zu vermeiden, hat aber auf das Prüf ergebnis keinen wesentlichen Einfluß (Bild 6 und 7). 3.2.2 Normalbelastung Dem Zeitverlauf der Normalbelastung wurden die von Morrison [8] ermittelten Kurven zugrunde gelegt. Probleme bereiten hierbei die starken Kraftanstiege und -abfalle. Eine Idealisierung war notwendig. Dazu wurden die ersten beiden Lastspitzen zu einer zusammengefaßt. Dieser Verlauf ist realisierbar durch die Exzentrität „e" (Bild 10 detailliert in Bild 11) der Prothesenachse gegenüber der Beugeachse der Maschine. Dadurch wird die Prothesenachse bei jedem Zyklus nach oben und unten bewegt, entsprechend dem Beugewinkel . Der Tibiateil der Prothese hebt und senkt sich und bewegt sich während der Standphase gegen die Belastungsfedern (Ei in Bild 10). Damit erreicht man einen Kraftverlauf, der sich umgekehrt proportional zum Verlauf des Beugewinkels verhält (Bild 8). Mit diesem Zeitverlauf werden die tatsächlichen Verhält-
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3000 2000
1000
10 20 30 W 50 60 70 60 90 100 ^ % eines Doppelschritts Bild 8. Vergleich der erzeugten Belastungskurve mit der von MORRISON ermittelten
Kreisbogens zwischen ihren Extrempunkten pendelt (Bild 8). Damit vermindert sich der Einflu der Sinusfunktion und der Belastungsverlauf wird weiterhin bestimmt durch obige Gleichung, jedoch ist jetzt
Beugewinkel /°j
Bild6. Schema des Differentiallenkergetriebes zur Er zeugungs des Beugeverlaufs
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10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 % eines Doppelschritts Bild 7. Vergleich des physiologischen mit dem durch den Simulator angen herten Beugeverlauf
nisse wesentlich besser angen hert als mit einer sinusf rmigen Kurve, wie sie mit einem eigenen einfachen Kurbelantrieb erreicht worden w re. Der Bereich der maximalen Belastung ist breiter und erstreckt sich nahezu ber den gesamten Bereich der Standphase. Der Belastungsverlauf wird bestimmt durch y (t): y (t) - sin φ (t) = y* (t); F (t) = Fmax (l - y* (t)) Um die Funktion dieses Systems auch bei Schlittenprothesen mit Polbahnen zu gew hrleisten, kann die Exzentrizit t „e" verstellt und die Vorspannung der Federn erh ht werden, um das Abheben der artikulierenden Fl chen zu verhindern. Um die gro e Bewegung in z-Richtung zu verhindern, die in der in Bild 10 dargestellten Anordnung auftritt, wurde die Prothesenachse um e/2 nach unten verlegt, so da sie nur auf der vorderen Seite des Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
y* (t) = sin 30° - sin(30° - φ (t)). 3.2.3 Momente um die Tibiaachse und die FrontalDorsal-Achse Diese beiden Momente entstehen durch den beim gestreckten Kniegelenk in der Transversalebene liegenden Winkel α (Bild 10) in Verbindung mit der elastischen Kopplung £2 (Moment um die FrontalDorsal- oder z-Achse) bzw. Es (Moment um Tibial ngs- oder y-Achse). Infolge des Winkels beschreibt die Prothesenachse (hier der Einfachheit halber als Scharnierprothese dargestellt) einen Kegel. In jeder Stellung auf diesen Kegelmantel l t sich der Winkel α nun zerlegen in einen Winkel in der Transversalebene (axz) und in einen der χ — y-Ebene (axy). Bei φ = 0° ist beispielsweise αχζ = α und axy = 0. So bedeutet jede nderung von φ eine nderung von axz und axy. Mathematisch l t sich dies folgenderma en ausdr cken (Bild 11): αχζ Α? α · cos φ; axy « α · sinφ
10 20 30 W 50 60 70 60 90 100 % eines Doppelschritts Bild 9. Zeitverl ufe von ψχγ und φχ>
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l Antrieb: f ftl.
oc
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im Bereich von ± 10° verändert werden. Dabei stellt man zunächst mit dieser Winkeländerung und durch Verschiebung des 0-Punktes der Elastizität Ee das Moment Mz auf den gewünschten Wert ein. Durch entsprechendes Einrichten und 0-Punktlage der Elastizität £3 und durch Festlegung ihrer Federkonstanten Cs, die infolge der doppelseitig angeordneten, gegeneinander vorausspannenden Federpakete vorwählbar ist, kann danach auch das Maximum des Momentes My an die jeweiligen Anforderungen adaptiert werden. Bei Schlittenprothesen mit rotatorischem Freineitsgrad um die Tibiaachse entfällt das Moment My, da infolge relativen Gleitens zwischen Tibiaund Femurkondyle das Anspannen der Elastizität £3 verhindert wird. Der Umfang dieser Gleitbewegung wird repräsentiert durch die Winkelfunktion . Ihr Verlauf entspricht damit dem des Moments My. 3.2.4 Gesamtkonstruktion
l : Freiheitsgrad t : elastische^ Kopplung (-*· Belastungen) — ^ Freihcitsgrade, die bei Schlittenprothesen eingeschränkt werden müssen Bild 10. Schematische Darstellung des räumlichen Gesamtgetriebes mit Belastungserzeugung
Die Belastungs- und Bewegungssimulation, wie sie oben beschrieben wurde, bedingt die Ausbildung eines räumlichen Getriebes, das der Grübler-Formel genügen muß. F = 6 ( n - g - l ) + 2fi dabei bedeuten: n: Teile des Getriebes (hier n = 5) g: Anzahl der Gelenke (hier g = 5) 2fj: Summe der Einzelfreiheitsgrade aller Gelenke F: Gesamtfreiheitsgrad des Getriebes. Zwangsläufig ist das Getriebe nur wenn F = l; daraus ergibt sich daß 2f i = 7.
Da die Freiheitsgrade der Prothesen, die hier als Gelenk des Getriebes fungieren, zwischen einem (bei Scharnierprothesen) und vier (SchlittenprotheBild 11. Detail aus der Schemadarstellung von Abb. 10 sen mit ebenem Tibiaplateau (Bild 14)) schwanken, zur Verdeutlichung der Erzeugung der Belastungen müssen die Freiheitsgrade der anderen Gelenkpunkte variabel sein. Das kann erfolgen durch eine Aus dieser Gesetzmäßigkeit läßt sich durch ge- Sperre oder durch elastische Kopplung bei kleinen eignete Wahl der elastischen Kopplungen £2 und ES Bewegungen. Eine solche Variabilität wurde bereits der gewünschte Momentenverlauf auswählen vorgestellt bei der Rotation um die Tibiaachse (Es). . (Bild 9): Bei Scharnierprothesen sind zusätzlich 6, bei Schlittenprothesen nur 3 Freiheitsgrade nötig. Aus dieMy = Otxz — sem Grunde wurde die Anordnung von Bild 10 M2 = — xy gewählt, bei der FI, F4 und E3 als „variable FreiDie Einstellung der Amplituden der Zeitverläufe heitsgrade" auftreten. dieser Momente erfolgt durch Variation des Win- Diese Konstruktion ermöglicht eine völlig zwangskels zwischen der Maschinen- und der Prothesen- kraftfreie Bewegungs- und eine genau definierte achse. Dieser Winkel wird zunächst beim Einbetten Belastungssimulation, die durch das7 räumliche Geauf ca. 15° fixiert und kann dann in der Maschine triebe zwangsläufig synchronisiert ist (Bild 10). Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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Die Bewegung der Prothese erfolgt in einem Flüssigkeitsbehälter. Dazu mußte das gesamte System um die x-Achse um 30° in positiver Richtung geschwenkt werden, so daß der Femurteil sich gegen die Vertikale um maximal 30° bewegt. 4 Auswertung der Testergebnisse 4.1 Systematisierung der Prothesenmodelle Trotz des Zeitraffereffektes eines Simulators dauert es ca. l Monat bis ungefähr 2.5 ·10 Bewegungszyklen durchgeführt sind. Dies entspricht etwa der Gehleistung eines älteren Menschen während drei bis vier Jahren. Die große Anzahl von Prothesenmodellen bedingt, daß auf absehbare Zeit qualitative Aussagen über ihr tribologisches Verhalten nur gemacht werden können, wenn einige repräsentative Typen stellvertretend für eine Reihe anderer Testergebnisse liefern, die auf jene in etwa übertragbar sind. Man muß demzufolge versuchen, objektive Kriterien zu finden, die die verschiedenen Konstruktionsprinzipien unterscheidet und die, wenn man sie in eine Systematik eingliedert, die Prothese hinreichend genau beschreiben. Es soll also nicht der Versuch gemacht werden, medizinische Gesichtspunkte zu berücksichtigen (z.B. Resektionshöhe, Lage der Achse bei verschiedenen Scharnierprothesen etc.), sondern es werden konstruktive Merkmale gesucht, die zum einen das tribologische Verhalten beeinflussen könnten und die das betreffende Gelenk vergleichbar machen mit dem natürlichen Kniegelenk.
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Größe) und die Wirkbewegungen. Als zusätzliches Element wurde beigefügt die Stabilisierung. Auch sie hat in einigen Fällen nicht unerheblichen Einfluß auf den Verschleiß. Die Unterscheidung nach Getriebetypen ist hier nicht sehr aufschlußreich, da bisher nur ein Modell bekannt wurde, das nicht wie alle anderen auf dem Prinzip der Gleitkopplung beruht. Diese Prothese von Menschik arbeitet nach dem Prinzip des Kreuzbandviergelenks [7]. Alleiniges Kriterium in diesem Bereich bleibt damit die Art der Kraftübertragung (Form-, Kraft-, Kreisschluß). Formschlüssige Gelenke sind selbststabilisierend, während kraftschlüssige, wie in Bild 14 ersichtlich, viele verschiedene Bewegungen ausführen können. Kreisschlüssige Modelle unterscheiden sich äußerlich wenig von kraftschlüssigen, sie besitzen jedoch besondere stabilisierende Elemente. Sie wurden in die Gruppe der kraftschlüssigen Gelenke mit Stabilisierung aufgenommen. Die Form
Bild 13. Wirkflächen typischer Prothesentypen
Bild 12.: Vereinbarung eines Koordinatensystems mit Darstellung der Freiheitsgrade
Die Gesichtspunkte, nach denen die Systematisierung erfolgt, wurden abgeleitet von einer der vielen Konstruktionsmethodiken [10]. Sie unterscheidet zunächst die Getriebetypen (Wälz-, Gleit-, Lenkerkopplung), dann die Wirkflächen (nach Zahl, Form,
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und Zahl der Winkelfläche sind ebenso entscheidend wie ihre Größe. Da die Maße der Prothesen jedoch aus dem herangezogenen Material selten erfaßbar sind, beschränkt sich die Systematik auf die ersten beiden Kennzeichen. Die häufigsten Formen sind Torus, Zylinder, Kugel und Kondylenform. Unter der Bezeichnung Kondylenform wurden alle jene Flächen zusammengefaßt, die in der Sagittalebene unterschiedliche Krümmungsradien aufweisen. Die angegebene Zahl bezieht sich nur auf die lastübertragenden Wirkflächen. Wesentlich für die Funktion
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Gesto/f der Wirkf lochen Freiheifsgr Geometrie der tn der Sogittolebene in der Frontoleüene rotat. fronst Berührflache
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1.2.
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Dieses Verfahren kann jedoch auch zu gewissen Fehlern innerhalb der Systematik führen. 4.2 Wesentliche Einflußgrößen und erste Ergebnisse
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W/ Z.
fJndizes: F = Femur f s Frontal-
z,x
T = 776/0 s s Sagittalebene
Bild 14. Wirkbewegungsvariation durch Veränderung des Tibiaplateaus bei Schlittenprothesen
auf die Tribologie
Wie bei allen Gleitlagern, so sind auch bei diesen Prothesenmodellen vor allem die Flächenpressung und die Gleitgeschwindigkeit ausschlaggebend für ihr tribologisches Verhalten. Üblicherweise werden diese Gesichtspunkte zusammengefaßt in einem p · v-Grenzwert, bei dem noch eine bestimmte Zyklenzahl möglich ist. • Dieser p-v-Wert ist vor allem abhängig von der Werkstoffplanung der beiden artikulierenden Flächen. Bei den erwähnten Prothesentypen handelt es sich in den meisten Fällen um Metall-Polyäthylen, in seltenen Fällen um Metall-Metall und in einer ganz neuen Entwicklung um Keramik-Polyäthylen-Paarungen. Die zukünftige Entwicklung könnte hingehen auf kohlenfaserverstärkte Werkstoffe und auf Keramik-Keramik-Paarungen. Für jede dieser Möglichkeiten begrenzt der unterschiedliche kritische p-v-Wert die Variationsbreite im Hinblick auf Größe und Formgebung der Prothese.
Die Flächenpressung ist abhängig* von der wirkund Verschleiß sind die Wirkbewegungen. Sie sind samen Druckkraft F und der Kontaktfläche A zum Teil durch die oben aufgeführten Formen der (p = F/A). Demnach sind in dieser Hinsicht jene Femurteile der Prothesen bestimmt; in einigen Prothesen mehr gefährdet, die kleinere BerührFällen bleibt jedoch, wie z.B. bei „Schlittenproflächen aufweisen. Dennoch zeigt sich in ersten thesen" (Bild 14) ein breiter Variationsspielraum in diesem Bereich. Die wesentlichen Bewegungen von Ergebnissen mit dem Simulator, daß der MaterialInteresse sind die Beugebewegung (Rz) und die abtrag nicht unbedingt proportional zur FlächenRotation um die Tibiaachse (Ry). Bei der Beuge- pressung sein muß. Bei Überschreiten des · bewegung wird unterschieden zwischen Bewegungen Grenzwertes ist die größere Berührfläche wegen mit festem Drehpunkt und solchen mit Polbahnen, ihres Materialabtrages auf der gesamten Fläche wobei über deren Form keine genaue Aussage mög- eher von negativem Einfluß. Die Gleitgeschwindiglich ist. Bei der Rotationsbewegung muß zunächst keit wird beeinflußt durch die Taktgeschwindigkeit festgestellt werden, ob eine solche überhaupt mög- und durch die Wahl der artikulierenden Flächen. lich ist, dann, ob sie zwangsläufig an die Beuge- Das natürliche Kniegelenk ist so ausgelegt, daß im bewegung gekoppelt ist und ob, wenn dies nicht Bereich großer Winkelgeschwindigkeit (in der der Fall ist (wenn es sich also um eine freie Bewe- Schwungphase) der Teil der Kondyle im Eingriff gung handelt), ihr Umfang mit zunehmendem Beu- ist, der den kleineren Krümmungsradius aufweist. gewinkel, so wie beim natürlichen Kniegelenk, Zudem wandert der Momentandrehpol mit zunehmendem Beugewinkel zur Kondylenkontur hin, die erweitert wird. Gleitgeschwindigkeit zwischen den artikulierenden Bei der Stabilisierung wird nur das Vorhanden- Flächen nimmt damit ab. Damit ist zu erklären, daß sein konstruktiver Elemente angeführt zur Unter- Prothesen, deren Kondylen jenen des natürlichen scheidung von Gelenken, die entweder durch den Kniegelenks angenähert sind, nach ersten Analysen natürlichen Bandapparat oder durch ihre Form mit der vorliegenden Systematik etwas weniger stabilisiert werden. Abrieb erzeugten. Die vorliegende Aufstellung kann nur einen Des weiteren hat sich gezeigt, daß bei Polyäthylenkleinen Teil der vorhandenen Konstruktionen er- lagern die Gleitgeschwindigkeit die gefährlichste fassen. Er wurde zusammengestellt anhand von Einflußgröße darstellt, da infolge der Entwicklung Firmenkatalogen, Literaturrecherchen und deut- von Reibungswärme im Gelenkspalt eine Auflageschen Patentanmeldungen, wobei vor allem aus den rung einer dicken Polyäthylenschicht auf die MeKatalogen die wesentlichen konstruktiven Details talloberfläche erfolgt. Diese Schicht ist extrem rauh nicht immer eindeutig ersichtlich sind. In diesen und reibt somit die Polyäthylenplateaus verhältnisFällen befindet sich in dem betreffenden Feld ein O. mäßig schnell ab. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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Fa. Howmedica Pat.-Nr.2152408 Pat.-Nr. 2 244 064 Pat.-Nr.2519888 Pat.-Nr. 2122390 Pat.-Nr. 2310113 Pat.-Nr. 2 421045 Pat.-Nr. 2442 927 Fa. Implantamed Fa. Orthoplant Pat.-Nr. 2346973 5 Fa. Cintor Pat.-Nr. 2 543911 Pat.-Nr.2539717 Pat.-Nr. 2 221913 Pat.-Nr. 2522377 Fa. Zimmer, USA Fa. ALLO PRO Fa. Francobal Fa. Protek Fa. Wright Pat.-Nr. 2501128 Pat.-Nr. 2300810 Pat.-Nr. 2 608 628 Pat.-Nr. 2 531080 5 Fa. SFFC Midy.
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Tabelle 1: Die mit φ bezeichneten Merkmale liegen bei den entsprechenden Prothesentypen vor. Bei den mit O gekennzeichneten war dies aus der herangezogenen Literatur nicht m glich. Einige dieser Charakteristika k nnen erst durch entsprechende Versuche werBrought to you by | University of Alberta belegt Library den (so z. B. in vielen F llen dieAuthenticated Zunahme von R y mit Download Date | 6/29/15 9:57 PM dem Beugewinkel).
Fa. Howmedica 5 Fa. Mecron Pat.-Nr. 2220845 9 Pat.-Nr. 2631351 Pat.-Nr. 2607316 Pat.-Nr. 2 636816 Fa. Zimmer, USA Fa. Implantamed Pat-Nr. 2 227 090 Pat.-Nr. 2 219151 Fa. Howmedica Fa. Mecron Fa. Howmedica Fa. Howmedica Fa. Zimmer GB Pat.-Nr. 2114 287 Pat.-Nr. 1964 781 Fa. Cutter
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Sheehan Shiers Spherocentric Knee Stanmore St. Georg Intracond. St. Georg Schlitten Tavernetti-TennantCutter-Knee Thull Tillmann Total Condylar Knee Trillat UCI Walker Walldius Λ/alldius-Debeyre foung
Quelle (Patentschriften, Kataloge, Literatur)
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303
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
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1 0 1 1 1 21 3
14
Pat.-Nr. 2334 287 Pat.-Nr. 2452412 Fa. Howmedica 5 Fa. Mecron Pat.-Nr. 2304 988 Fa. Howmedica Fa. Howmedica Fa. Howmedica
15
Bei den angegebenen Patentnummern handelt es sich um deutsche Anmeldungen. Wenn in der Spalte „Quelle" Firmen angegeben sind, so wurden die Merkmale anhand von Bildern und Beschreibungen aus Katalogen dieser Firmen ermittelt. Dieses Verfahren kann u. U. zu Fehlern f hren, vor allem dann, wenn aus den Abbildungen einzelne Konstruktionsdetails nicht deutlich er-
304
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
Biomedizinische Technik Band 23 Heft 12/78
der Implantate zu testen, bekannte Prothesen verschiedener Konstruktionen zu vergleichen und auch quantitativ abschätzende Voraussagen über das Langzeitverhalten zu treffen. Literaturverzeichnis
Bild 15. Kniesimulator System „Stallforth-Ungethüm" 5 Ausblick
Bei aller Komplexität der Problematik des tribologischen Verhaltens, die bei Knieprothesen auf taucht, darf nicht übersehen werden, daß dieser Aspekt bei der Konzeption neuer Prothesenmodelle nur einer von vielen sein kann, die alle miteinander und aufeinander abgestimmt die lange Funktion des Gelenkersatzes gewährleisten müssen. Der Problemkreis der Stabilisierung der Bewegung, der Abstimmung der Bewegungsformen und vor allem die Anforderungen, die vom klinischen Bereich aufgeworfen werden, müssen abgewogen werden. Gerade aber darum gilt es, den einzigen wirklichvöllig unsicheren Faktor, der bis jetzt wenig kalkuliert ist, auszuschließen. Dazu ist es erforderlich, entsprechende mechanische Prüfeinrichtungen zu schaffen und die daraus gewonnenen Ergebnisse in geeigneter Weise auszuwerten. Nur so können zu hohe Verschleißraten ausgeschlossen werden. Dabei muß man sich jedoch bewußt sein, daß solche Simulatorprüfungen vor allem quantitativ, zum Teil aber auch relativ, was verschiedene Werkstoffe betrifft, nicht letzten Aufschluß darüber geben können, wie sich das getestete Gelenk in vivo verhält, weil bei ihnen die Verhältnisse denen im lebenden Organismus nur angenähert werden können. Probleme bestehen vor allem hinsichtlich der Konsistenz der Schmierflüssigkeit und der unkalkulierbaren Materialalterung, verbunden mit Veränderungen der mechanischen Eigenschaften. Dennoch stellt der Gelenksimulator die beste Möglichkeit dar, neue Entwicklungen auf dem Sektor
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[1] Debrunner, A. M., K. Seewald: Die Belastung des Knies in der Frontalebene, Z. drthop. 98, 508 (1964) [2] Fick, R.: Handbuch der Anatomie und Mechanik der Gelenke. Dritter Teil: Spezielle Gelenk- und Muskelmechanik, Jena: G. Fischer 1911 [3] Fischer, O.: Kinematik organischer Gelenke, Braunschweig: Vieweg Verlag 1907 [4] Gschwend, N.: Design Criteria, Present Indication and Implantation Techniques for Artificial Knee Joints. In: Schaldach und Hohmann; Advances in Artificial Hip and Knee Joint Technology. Berlin— Heidelberg — New York: Springer 1976 [5] Harrington, I. J.: A Bioengineering Analysis for Force-Actions at the Knee in Normal and Pathological Gait, Biomed. Eng. 11, 167 (1976) [6] Lanz, J., Wachsmuth, W.: Praktische Anatomie, 4. Teil: Bein und Statik, Berlin—Heidelberg—New York: Springer 1972 [71 Menschik, A.: Mechanik des Kniegelenks, I.Teil: Z. Orthop. 112, 48 (1974), 2. Teil: Z. Orthop. 113, 388 (1975) [8] Morrison, J. B.: Bioengineering Analysis of ForceActions transmited by the Knee Joint, Biomed. Eng. 164 (1968) [9] Müller, K.: Interdisziplinäre Entwicklung eines künstlichen Kniegelenks in Kunststoff-MetallKombinationsbauweise, Z. Werkstofftechnik, 6, 290—306 (1975) [10] Nietert, M.: Untersuchungen zur Kinematik des menschlichen Kniegelenks im Hinblick auf ihre Approximation in der Prothetik, Dissertation TU Berlin 1975 [11] Rodenacker, W.: Methodisches Konstruieren, Berlin — Heidelberg — New York: Springer 1970, Konstruktionsbücher: Bd. 27 [12] Seiregg, A., J. Arvikar: The Prediction of Muscular Load Sharing and Joint Forces in the Lower Extremities during Walking, J. Biomech. 8,89 (1975) [13] Shaw, J. A., D. G. Murray: Knee Joint Simulator, Clin. Orthop. Rel. Res. 94,15 (1973) [14] Thull,R., K. Seidel, M.Baacke: Problematik der mechanischen und elektrochemischen Belastungssimulation des Kniegelenks, Z. Orthop. 113, 752 (1975) [15] Thull, R., M. Schaldach: Funktionssimulation an Kniegelenkprothesen, Biomed. Tech. Bd. 20, Ergänzungsband 111 (1975) [16] Ungethüm, M.: Technologische und biomechanische Aspekte der Hüft- und Kniealloarthroplastik, Huber Verlag, Bern, 1978 419 Für die Verfasser: Priv.-Doz. Dr. med. habil. Dr.-Ing. M. Ungethüm Aesculap-Werke AG Bereich Forschung und Entwicklung Postfach 40 D-7200 Tuttlingen
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
295
Biomed. Techn. 23 (1978), 295—304
H. Stallforth M. Ungethüm
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen* Tribological Investigation of Total Knee Joint Prostheses -Aus der Orthopädischen Klinik und Poliklnik der Universität München (Dir.: Prof. Dr. A. N. Witt)
Mit Hilfe eines Kniesimulators soll das tribologische Verhalten einzelner Prothesenmodelle ermittelt werden. Hierfür ist es erforderlich, die Bewegungs- und Belastungsverläufe des natürlichen Knies möglichst genau nachzuahmen. Um die tribologischen Auswirkungen konstruktiver Details von verschiedenartigen Prothesenmodellen zu erfassen, dient eine systematische Konstruktionsanalyse. Die damit erarbeiteten Haupteinflußgrößen können zur Optimierung von neuen Prothesen beitragen. By means of a knee Simulator the tribological behaviour of different types of prostheses shall be investigated. Therefore it is necessary to simulate the movement :and loading pattern of a natural knee äs exact äs possible. To Understand the tribological effects of design details of different prosthesis models a systematical construction analysis ist foreseen. The main influence Parameters, worked out herewith, can contribute to optimize new prostheses.
l Einleitung Eine qualitative Aussage über das tribologische Verhalten von Kniegelenkprothesen ist nur möglich, wenn Dauerprüfeinrichtungen zur Verfügung stehen, die den Gelenkersatz einer dynamischen Beanspruchung aussetzen. Je genauer diese Beanspruchungen denen entsprechen, die im natürlichen Einsatz auftreten, desto exakter werden unterscheidende quantitative Aussagen über den Einfluß von verschiedenen Konstruktionsprinzipien und Werkstoffpaarungen. Gerade diese Trennschärfe ist bei der Untersuchung von Knieendoprothesen entscheidend, um die Vielzahl von Konstruktionsprinzipien, aber auch von konstruktiven Details dem Ausmaß des Verschleißes zuordnen zu können. Während bei Hüftprothesen mit solchen Simulatoren bereits gute und aufschlußreiche Ergebnisse erzielt werden konnten [16], müssen bei den bekannten Kniesimulatoren wesentliche Einschränkungen gemacht werden, was ihren Anwendungsbereich betrifft. Die Tatsache beruht zum größten Teil darauf, daß bei Hüftprothesen die Variationsmöglichkeit hinsichtlich der Konstruktion der Wirkflächen im wesentlichen auf die Größe beschränkt ist. Die Ergebnisse von Simulatortests müssen folglich nur den betreffenden Werkstoffpaarungen zugeordnet werden. Bei Knieprothesen dagegen hat die Bewertung von Verschleißraten wesentlich differenzierter zu erfolgen. Zum einen sind auch hier die Werkstoffpaarungen eine entscheidende Einflußgröße, zum ande-
ren aber muß ein weiteres Schwergewicht der Auswertung auf die verschiedenartigen konstruktiven Variationen gelegt werden. Um dies zu erleichtern und um vor allem auf die wesentlichen Merkmale Rücksicht zu nehmen, die die verschiedenen Prothesenmodelle voneinander unterscheiden, wird hier im Anschluß an die Beschreibung des Simulators der Versuch gemacht, eine Systematisierung der Prothesen hinsichtlich einiger der wichtigsten Details vorzunehmen. Bei der vorliegenden Konzeption eines Kniegelenksimulators wurde vor allem darauf geachtet, den Vorgang des Gehens auf ebener Strecke so genau wie möglich, das heißt aber auch so genau es ein möglichst einfaches mechanisches System erlaubt, zu simulieren. Besonderer Wert wurde daneben auf einfachen und handlichen Aufbau der Maschine gelegt, der sich vor allem in den äußeren Abmessungen, in der Handhabung und geringen Herstellungskosten niederschlagen sollte. Vereinfachende Abweichungen vom tatsächlichen Bewegungs- und Belastungsverlauf wurden dann in geringem Umfang hingenommen, wenn ihr Einfluß auf das Testergebnis von geringer Bedeutung sein wird, oder wenn sich aus der herangezogenen Literatur kein einheitliches Bild über die tatsächlichen Verhältnisse gewinnen ließe. Auf diese Fälle ist im folgenden jeweils gesondert hingewiesen. 2 Anforderungen an die Konstruktion
2.1 Allgemeines Die Anforderungen an die Maschine, besonders die * Die diesem Bericht zugrunde liegenden Arbeiten Zeitverläufe von Bewegung und Belastung, wurden wurden mit Mitteln des Bundesministers für Forschung und Technologie (Kennzeichen MT 267) geför- zusammengestellt anhand einer umfangreichen Litedert. Der Bundesminister für Forschung und Tech- raturrecherche von Analysen am natürlichen Knienologie übernimmt keine Gewähr für die Richtigkeit, gelenk. Diese Werte, aufgebracht auf Prothesen, die Genauigkeit und Vollständigkeit der Angaben stellen damit aber insofern bereits eine Idealisiesowie für die Beachtung privater Rechte Dritter. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
rung dar, als sich die Verhältnisse, je nach Konstruktionsprinzip verschieden, im implantierten Zustand verändern könnten. Darüber gibt es noch keine gesicherten Erkenntnisse ähnlich denen für krankhafte Veränderungen des Gelenks [5]. Die Zeitverläufe der Bewegungen sind im Gegensatz zu denen der Belastung sehr genau zu analysieren. Die effektiv zwischen den artikulierenden Flächen auftretenden Kräfte können, da sie nicht direkt meßbar sind, nur über die Boden-Fuß-Kräfte und mechanischen Berechnungen unter Einbeziehung der Muskelkräfte mit ihren jeweiligen Hebelarmen gewonnen werden. Dabei ergeben sich zum Teil erhebliche Unterschiede. Sie liegen weniger in der Charakteristik der Kurven als in ihren Extremwerten (vgl. dazu [8] und [12] bezüglich der Normalkraft). In diesen Fällen mußte eine Wahl getroffen werden. Weitere ganz wesentliche Forderungen resultieren aus den völlig verschiedenartigen Konstruktionsprinzipien (z. B. Scharnierprothesen, Schlittenprothesen). 2.2 Analyse der Bewegungen Das natürliche Kniegelenk verfügt über zwei Freiheitsgrade, das heißt, es besitzt zwei voneinander unabhängige Bewegungsmöglichkeiten: Die Beugebewegung und eine Rotation um die Tibialängsachse. Die Beugebewegung setzt sich zusammen aus einer rotatorischen Bewegung in der Sagittalebene und einer damit zwangsläufig gekoppelten Bewegung um die Tibialängsachse. Diese Koppelung erfolgt durch die Form der Kondylen und die Anordnung des Bandapparates. Die Rotationsbewegung in der Sagittalebene wird getriebetechnisch vor allem bestimmt durch die Ausbildung der Kreuzbänder als Viergelenk [7] zusammen mit der Form der Kondylen als Kurvengetriebe. Die Drehpunkte dieser Bewegung beschreiben Polbahnen, die individuell verschieden sind [19]. Die Rotationsbewegung um die Tibiaachse erscheint in zwei Formen: Einer willkürlich steuerbaren und der eben beschriebenen zwangsläufigen mit der Beugebewegung. Die willkürliche Rotation kann als Freiheitsgrad im Sinne der Getriebelehre berechnet werden, auch wenn ihr Umfang relativ beschränkt ist. Die dargestellten Bewegungstypen können auch bei den verschiedenen Prothesentypen beobachtet werden: Beugebewegungen mit verschiedenartigen PolBahnen, zwangsläufige und willkürliche Rotation um die Tibiaachse. Selten aber sind diese „physiologischen" Bewegungsformen bei einem Modell zusammen verwirklicht. Daneben gibt es eine große Anzahl von Prothesen, die nur eine Bewegung in der Sagittalebene mit festem Drehpunkt zulassen Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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(z.B. Scharnier-, Kugel- und einige Schlittenprothesen). Andere erlauben zusätzliche translatorische Bewegungen, die durch den Bandapparat eingeschränkt werden müssen, um eine befriedigende Stabilität zu sichern (so z. B. im Bild 14 jene Modelle, die Schema 1.2, II.l, II.2 entsprechen). Bei der Konzeption eines Simulators ist daher zunächst darauf zu achten: .· a) daß alle Prothesen ohne allzuviel Umbauten getestet werden können, b) daß die wesentlichen Bewegungstypen des natür. liehen Kniegelenks nachvollzogen werden können, c) daß die Verschiedenartigkeit der Bewegungen, bedingt durch die unterschiedlichen Konstruktionsprinzipien, nicht zu unerwünschten Zwangskräften führt, daß somit auch ein realistischer Vergleich zwischen ihnen möglich wird. Der Verlauf der Beugebewegung, d. h. die zeitliche Änderung des Beugewinkels, gemessen zwischen Femur- und Tibiaachse, wird in seiner Charakteristik von allen Autoren ähnlich angegeben. Einflußgroßen sind vor allem die Gehgeschwindigkeit und die Steigung bzw. Neigung der Teststrecke. Während individuelle Voraussetzungen schwer zu analysieren sind, gibt Nietert [10] für verschiedene Gehgeschwindigkeiten die zugehörigen Zeitverläufe an. Sie variieren in einem Bereich von zwei bis sechs km/h kaum. Bei schnellerer Geschwindigkeit nimmt der Beugewinkel während der Schwungphase, der Streckwinkel beim Auftreten und das Maximum während der Standphase etwas zu (zur aktiven Abfederung der Massenkräfte). Für die Konzeption des Simulators ist vor allem die Charakteristik der Kurve von Bedeutung. Die beiden Extremwerte sollten möglichst genau angenähert werden, vor allem um die dreimalige Richtungsumkehrung der Beschleunigung und der Winkelgeschwindigkeit unter Last sicherzustellen (Bild 1). Schwungphase
Standphase
-Gehen auf ebener Strecke
10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 % eines, Doppelschritts Bildl. Zeitverlauf des Beuegwinkels während eines Doppelschritts
Biomedizinische Technik Band 23 Heft 12/78
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
Wie bereits erwähnt, muß man bei der Rotation um die Tibiaachse unterscheiden zwischen willkürlicher und zwangsläufiger Bewegung. Letztere wird als „Schlußrotation" bezeichnet. Die Größenordnung dieser Bewegung liegt zwschen 6° nach außen beim Strecken und ca. 6° nach innen beim Beugen bis 110°. Diese Werte ergeben sich aus der Kurve von Fick [3] durch Integration (Bild 2).
110°
Innenrotation:
wu
20
20
( )
0 Pronation/ Beugewinkel 0 [Minuten/ ]
N
10 10
\ \ y. 20
50
ren die Momente zu erheblichen Veränderungen der Belastungsverhältnisse. Folgen davon sind Stielbrüche durch das Körpermoment und Stiellockerungen durch das Moment um die Tibiaachse. Wesentliche Einflußgrößen sind demzufolge die Normalbelastung der Kondylen, das Moment um die Frontal-Dorsal-Achse des Kniegelenks und das Moment um die Tibiaachse. Die absolute Gelenkkraft setzt sich zusammen aus den Boden-Fuß-Kräften, den Muskelkräften und den Kräften des Bandapparates (Kreuz- und Seitenbänder). Morrison [8] gibt die Zeitverläufe der Einzelkräfte an und erhält durch Überlagerung den Verlauf der Druckkraft auf die Kondylen. Er erhält mit diesem Verfahren eine maximale Belastung von etwa Sfachem Körpergewicht.
20° / 0°
Außenrotation:
297
Seireg [12] errechnet mit Hilfe eines mathematischen Modells den 7fachen Betrag des Körpergewichtes (Bild 4).
Beu •jewi •tkel 80 9ä 100 11C 60 70 —x. -*S~
-10 Supination/0 Beugewinkel ' [Minuten /']
^
"*>—
—-*
Bild 2. Änderung der Rotation um die Tibiaachse mit dem Beugewinkel (2)
Der Umfang der willkürlichen Rotationsbewegung um die Tibiaachse ist individuell verschieden und nimmt mit dem Beugewinkel zu. Beim gestreckten Kniegelenk ist diese Bewegung nicht möglich (Bild 3). 10 20 30
Beugung
30°
60°
90°
120°
Außenrotation
30°
35°
42°
50°
Innenrotation
40 50 60 70 80 90
% eines Doppelschritts
Bild 4. Vergleich der Belastungskurven von MORRISON und SEIREG
in allen Stellungen 5-10°
Einfacher und durch die Literatur besser gesichert Bild 3. Umfang der willkürlichen Rotation nach FICK (2) ist die Bestimmung des Momentenverlaufs um die Frontal-Dorsal-Achse des Kniegelenks. Er ergibt sich aus dem resultierenden Moment aus den Boden2.3 Analyse der Belastungsverläufe Fuß-Kräften mit den jeweiligen Hebelarmen Zwischen den artikulierenden Flächen des natür(Bild 5). lichen Kniegelenks treten primär Druckkräfte auf. Alle Kräfte werden durch den Bandapparat in Ver80 bindung mit der Formgebung der Kondylen in eine solche Druckbeanspruchung übergeführt. Das 60 gleiche gilt für Prothesen nach dem Schlitten40 prinzip, wobei zu beachten ist, daß infolge des Körc « Q) permoments die mediale Kondyle stärker belastet 20 wird als die laterale [1]. Anders verhalten sich 0 Scharnierprothesen: Sie können Kräfte in drei und Momente in zwei Richtungen aufnehmen. Während -20 10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 die Kräfte in Richtungen, die nicht der Haupt% eines Doppelschritts belastungsrichtung entsprechen, infolge quadratischer Überlagerung keine wesentliche Rolle spieBildS. Moment um die Frontal-Dorsal-Achse während len und im folgenden vernachlässigt werden, füheines Doppelschritts
l
l
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Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
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Durch die zwangsläufige Kopplung der Rotation an die Beugebewegung durch Muskel- und Bandkräfte ist anzunehmen, daß bei verhinderter Rotation ein Momentenverlauf erzeugt wird, der sich in etwa umgekehrt proportional zum Beugeverlauf verhält. Diesem überlagert wird ein äußeres Moment. Als maximaler Wert wird ein Moment von etwa 30 Nm angenommen, das ungefähr dem Maximum des äußeren Momentes entspricht. 3 Funktion des Simulators
3.1 Funktionsübersicht Die vorliegende Konstruktion erfüllt folgende Forderungen: 1. Die Prothesen werden mit Kunstharz im Adapter eingegossen. Besondere Vorrichtungen sind dazu nicht erforderlich. Ungenaue Einbettung der Prothese wird von der Maschine ausgeglichen. 2. Alle Prothesenmodelle können ohne großen Aufwand (Scharnierprothesen im zusammengebauten Zustand) in die Maschine eingesetzt werden. Stabilisierende Elemente in Form von Bändern oder ähnlichem sind nicht erforderlich. 3. Die Flächenpressung zwischen den artikulierenden Flächen entspricht in ihrem Zeitverlauf und ihren Extremwerten denen, die im implantierten Zustand auftreten. Über Meßeinrichtungen können alle auftretenden Kräfte an Aufzeichnungsgeräten dargestellt und überprüft werden. 4. Die Amplituden aller Kraft- und Momentenverlauf e können einzeln eingestellt werden. 5. Der Beugeverlauf entspricht dem des natürlichen Kniegelenks beim Gehen auf ebener Strecke mit mittlerer Geschwindigkeit. Er ist durch die Geometrie des Antriebsgetriebes festgelegt und läßt sich nicht verstellen. 6. Bei Schlittenprothesen mit einem rotatorischen Freiheitsgrad um die Tibiaachse wird das Moment in dieser Richtung ersetzt durch eine Bewegung, die dem Umfang der Schlußrotation entspricht. 7. Zwangskräfte in unerwünschten Richtungen treten weder infolge ungenauer Einbettung, noch durch die Verschiedenartigkeit der Bewegungstypen der Prothesenmodelle auf. 8. Die Gleitgeschwindigkeit zwischen den artikulierenden Flächen entspricht immer (auch bei Bewegungen mit Polkurven) den tatsächlichen Verhältnissen. • 9. Die Schmierung erfolgt in einem das gesamte Gelenk umgebenden Behälter. Die Flüssigkeit wird auf 37° C thermostatisiert.. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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10. Der Antrieb erfolgt über einen Elektromotor und ein mechanisches Getriebe, das höchste Laufruhe gewährleistet. Die Schrittfrequenz kann durch Einsetzen der gewünschten Riemenräder vorgewählt werden (vorgesehen sind 0,75 und l Hz). 11. Der Simulator ist ausgelegt für den Dauerbetrieb. Seine Ausmaße weisen ihn als Tischmodell aus. 3.2 Beschreibung der Funktionsweise 3.2.1 Antrieb für die Beugebewegung Die konstante Drehbewegung des Elektromotors wird durch ein Differentialgetriebe (Bild 6) umgewandelt in den geforderten Zeitverlauf der Beugebewegung (coAbrieb)· Die beiden Antriebskurbeln dieses Lenkergetriebes sind über einen Zahnriementrieb gekoppelt. Durch geeignete Wahl des Übersetzungsverhältnisses, der Geometrie und der Phasenverschiebung zwischen den beiden Antrieben ist eine genaue Annäherung der geforderten Kurve möglich. Die beiden Kurbeln erzeugen zwei in etwa harmonische Sinusbewegungen, die überlagert auf den Abtrieb übertragen werden. DerBeugeverlauf erfüllt daher näherungsweise die Gleichung (t) = -|- sin (ü>it) + -|- sin (2coit- 80°) £
£
Dieser Antrieb hat gegenüber anderen wie z.B. Kurvengetrieben den Vorteil der einfacheren Herstellbarkeit, der exakteren Bewegungsübertragung, der Vermeidung ungewünschter Beschleunigungen und damit der größeren Lauf ruhe. Die minimale Abweichung im Bereich des ersten Minimums ist infolge des punktsymmetrischen Verlaufs der Sinuskurven nicht zu vermeiden, hat aber auf das Prüf ergebnis keinen wesentlichen Einfluß (Bild 6 und 7). 3.2.2 Normalbelastung Dem Zeitverlauf der Normalbelastung wurden die von Morrison [8] ermittelten Kurven zugrunde gelegt. Probleme bereiten hierbei die starken Kraftanstiege und -abfalle. Eine Idealisierung war notwendig. Dazu wurden die ersten beiden Lastspitzen zu einer zusammengefaßt. Dieser Verlauf ist realisierbar durch die Exzentrität „e" (Bild 10 detailliert in Bild 11) der Prothesenachse gegenüber der Beugeachse der Maschine. Dadurch wird die Prothesenachse bei jedem Zyklus nach oben und unten bewegt, entsprechend dem Beugewinkel . Der Tibiateil der Prothese hebt und senkt sich und bewegt sich während der Standphase gegen die Belastungsfedern (Ei in Bild 10). Damit erreicht man einen Kraftverlauf, der sich umgekehrt proportional zum Verlauf des Beugewinkels verhält (Bild 8). Mit diesem Zeitverlauf werden die tatsächlichen Verhält-
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3000 2000
1000
10 20 30 W 50 60 70 60 90 100 ^ % eines Doppelschritts Bild 8. Vergleich der erzeugten Belastungskurve mit der von MORRISON ermittelten
Kreisbogens zwischen ihren Extrempunkten pendelt (Bild 8). Damit vermindert sich der Einflu der Sinusfunktion und der Belastungsverlauf wird weiterhin bestimmt durch obige Gleichung, jedoch ist jetzt
Beugewinkel /°j
Bild6. Schema des Differentiallenkergetriebes zur Er zeugungs des Beugeverlaufs
\cn DU cn 50
in 4U on JU
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^at rlicher Beug sverlauf
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10 20 30 40 50 60 70 60 90 100 % eines Doppelschritts Bild 7. Vergleich des physiologischen mit dem durch den Simulator angen herten Beugeverlauf
nisse wesentlich besser angen hert als mit einer sinusf rmigen Kurve, wie sie mit einem eigenen einfachen Kurbelantrieb erreicht worden w re. Der Bereich der maximalen Belastung ist breiter und erstreckt sich nahezu ber den gesamten Bereich der Standphase. Der Belastungsverlauf wird bestimmt durch y (t): y (t) - sin φ (t) = y* (t); F (t) = Fmax (l - y* (t)) Um die Funktion dieses Systems auch bei Schlittenprothesen mit Polbahnen zu gew hrleisten, kann die Exzentrizit t „e" verstellt und die Vorspannung der Federn erh ht werden, um das Abheben der artikulierenden Fl chen zu verhindern. Um die gro e Bewegung in z-Richtung zu verhindern, die in der in Bild 10 dargestellten Anordnung auftritt, wurde die Prothesenachse um e/2 nach unten verlegt, so da sie nur auf der vorderen Seite des Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
y* (t) = sin 30° - sin(30° - φ (t)). 3.2.3 Momente um die Tibiaachse und die FrontalDorsal-Achse Diese beiden Momente entstehen durch den beim gestreckten Kniegelenk in der Transversalebene liegenden Winkel α (Bild 10) in Verbindung mit der elastischen Kopplung £2 (Moment um die FrontalDorsal- oder z-Achse) bzw. Es (Moment um Tibial ngs- oder y-Achse). Infolge des Winkels beschreibt die Prothesenachse (hier der Einfachheit halber als Scharnierprothese dargestellt) einen Kegel. In jeder Stellung auf diesen Kegelmantel l t sich der Winkel α nun zerlegen in einen Winkel in der Transversalebene (axz) und in einen der χ — y-Ebene (axy). Bei φ = 0° ist beispielsweise αχζ = α und axy = 0. So bedeutet jede nderung von φ eine nderung von axz und axy. Mathematisch l t sich dies folgenderma en ausdr cken (Bild 11): αχζ Α? α · cos φ; axy « α · sinφ
10 20 30 W 50 60 70 60 90 100 % eines Doppelschritts Bild 9. Zeitverl ufe von ψχγ und φχ>
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300
l Antrieb: f ftl.
oc
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im Bereich von ± 10° verändert werden. Dabei stellt man zunächst mit dieser Winkeländerung und durch Verschiebung des 0-Punktes der Elastizität Ee das Moment Mz auf den gewünschten Wert ein. Durch entsprechendes Einrichten und 0-Punktlage der Elastizität £3 und durch Festlegung ihrer Federkonstanten Cs, die infolge der doppelseitig angeordneten, gegeneinander vorausspannenden Federpakete vorwählbar ist, kann danach auch das Maximum des Momentes My an die jeweiligen Anforderungen adaptiert werden. Bei Schlittenprothesen mit rotatorischem Freineitsgrad um die Tibiaachse entfällt das Moment My, da infolge relativen Gleitens zwischen Tibiaund Femurkondyle das Anspannen der Elastizität £3 verhindert wird. Der Umfang dieser Gleitbewegung wird repräsentiert durch die Winkelfunktion . Ihr Verlauf entspricht damit dem des Moments My. 3.2.4 Gesamtkonstruktion
l : Freiheitsgrad t : elastische^ Kopplung (-*· Belastungen) — ^ Freihcitsgrade, die bei Schlittenprothesen eingeschränkt werden müssen Bild 10. Schematische Darstellung des räumlichen Gesamtgetriebes mit Belastungserzeugung
Die Belastungs- und Bewegungssimulation, wie sie oben beschrieben wurde, bedingt die Ausbildung eines räumlichen Getriebes, das der Grübler-Formel genügen muß. F = 6 ( n - g - l ) + 2fi dabei bedeuten: n: Teile des Getriebes (hier n = 5) g: Anzahl der Gelenke (hier g = 5) 2fj: Summe der Einzelfreiheitsgrade aller Gelenke F: Gesamtfreiheitsgrad des Getriebes. Zwangsläufig ist das Getriebe nur wenn F = l; daraus ergibt sich daß 2f i = 7.
Da die Freiheitsgrade der Prothesen, die hier als Gelenk des Getriebes fungieren, zwischen einem (bei Scharnierprothesen) und vier (SchlittenprotheBild 11. Detail aus der Schemadarstellung von Abb. 10 sen mit ebenem Tibiaplateau (Bild 14)) schwanken, zur Verdeutlichung der Erzeugung der Belastungen müssen die Freiheitsgrade der anderen Gelenkpunkte variabel sein. Das kann erfolgen durch eine Aus dieser Gesetzmäßigkeit läßt sich durch ge- Sperre oder durch elastische Kopplung bei kleinen eignete Wahl der elastischen Kopplungen £2 und ES Bewegungen. Eine solche Variabilität wurde bereits der gewünschte Momentenverlauf auswählen vorgestellt bei der Rotation um die Tibiaachse (Es). . (Bild 9): Bei Scharnierprothesen sind zusätzlich 6, bei Schlittenprothesen nur 3 Freiheitsgrade nötig. Aus dieMy = Otxz — sem Grunde wurde die Anordnung von Bild 10 M2 = — xy gewählt, bei der FI, F4 und E3 als „variable FreiDie Einstellung der Amplituden der Zeitverläufe heitsgrade" auftreten. dieser Momente erfolgt durch Variation des Win- Diese Konstruktion ermöglicht eine völlig zwangskels zwischen der Maschinen- und der Prothesen- kraftfreie Bewegungs- und eine genau definierte achse. Dieser Winkel wird zunächst beim Einbetten Belastungssimulation, die durch das7 räumliche Geauf ca. 15° fixiert und kann dann in der Maschine triebe zwangsläufig synchronisiert ist (Bild 10). Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
Biomedizinische Technik Band 23 Heft 12/78
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
Die Bewegung der Prothese erfolgt in einem Flüssigkeitsbehälter. Dazu mußte das gesamte System um die x-Achse um 30° in positiver Richtung geschwenkt werden, so daß der Femurteil sich gegen die Vertikale um maximal 30° bewegt. 4 Auswertung der Testergebnisse 4.1 Systematisierung der Prothesenmodelle Trotz des Zeitraffereffektes eines Simulators dauert es ca. l Monat bis ungefähr 2.5 ·10 Bewegungszyklen durchgeführt sind. Dies entspricht etwa der Gehleistung eines älteren Menschen während drei bis vier Jahren. Die große Anzahl von Prothesenmodellen bedingt, daß auf absehbare Zeit qualitative Aussagen über ihr tribologisches Verhalten nur gemacht werden können, wenn einige repräsentative Typen stellvertretend für eine Reihe anderer Testergebnisse liefern, die auf jene in etwa übertragbar sind. Man muß demzufolge versuchen, objektive Kriterien zu finden, die die verschiedenen Konstruktionsprinzipien unterscheidet und die, wenn man sie in eine Systematik eingliedert, die Prothese hinreichend genau beschreiben. Es soll also nicht der Versuch gemacht werden, medizinische Gesichtspunkte zu berücksichtigen (z.B. Resektionshöhe, Lage der Achse bei verschiedenen Scharnierprothesen etc.), sondern es werden konstruktive Merkmale gesucht, die zum einen das tribologische Verhalten beeinflussen könnten und die das betreffende Gelenk vergleichbar machen mit dem natürlichen Kniegelenk.
301
Größe) und die Wirkbewegungen. Als zusätzliches Element wurde beigefügt die Stabilisierung. Auch sie hat in einigen Fällen nicht unerheblichen Einfluß auf den Verschleiß. Die Unterscheidung nach Getriebetypen ist hier nicht sehr aufschlußreich, da bisher nur ein Modell bekannt wurde, das nicht wie alle anderen auf dem Prinzip der Gleitkopplung beruht. Diese Prothese von Menschik arbeitet nach dem Prinzip des Kreuzbandviergelenks [7]. Alleiniges Kriterium in diesem Bereich bleibt damit die Art der Kraftübertragung (Form-, Kraft-, Kreisschluß). Formschlüssige Gelenke sind selbststabilisierend, während kraftschlüssige, wie in Bild 14 ersichtlich, viele verschiedene Bewegungen ausführen können. Kreisschlüssige Modelle unterscheiden sich äußerlich wenig von kraftschlüssigen, sie besitzen jedoch besondere stabilisierende Elemente. Sie wurden in die Gruppe der kraftschlüssigen Gelenke mit Stabilisierung aufgenommen. Die Form
Bild 13. Wirkflächen typischer Prothesentypen
Bild 12.: Vereinbarung eines Koordinatensystems mit Darstellung der Freiheitsgrade
Die Gesichtspunkte, nach denen die Systematisierung erfolgt, wurden abgeleitet von einer der vielen Konstruktionsmethodiken [10]. Sie unterscheidet zunächst die Getriebetypen (Wälz-, Gleit-, Lenkerkopplung), dann die Wirkflächen (nach Zahl, Form,
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und Zahl der Winkelfläche sind ebenso entscheidend wie ihre Größe. Da die Maße der Prothesen jedoch aus dem herangezogenen Material selten erfaßbar sind, beschränkt sich die Systematik auf die ersten beiden Kennzeichen. Die häufigsten Formen sind Torus, Zylinder, Kugel und Kondylenform. Unter der Bezeichnung Kondylenform wurden alle jene Flächen zusammengefaßt, die in der Sagittalebene unterschiedliche Krümmungsradien aufweisen. Die angegebene Zahl bezieht sich nur auf die lastübertragenden Wirkflächen. Wesentlich für die Funktion
Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
302
Gesto/f der Wirkf lochen Freiheifsgr Geometrie der tn der Sogittolebene in der Frontoleüene rotat. fronst Berührflache
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Dieses Verfahren kann jedoch auch zu gewissen Fehlern innerhalb der Systematik führen. 4.2 Wesentliche Einflußgrößen und erste Ergebnisse
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Biomedizinische Technik Band 23 Heft 12/78
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Bild 14. Wirkbewegungsvariation durch Veränderung des Tibiaplateaus bei Schlittenprothesen
auf die Tribologie
Wie bei allen Gleitlagern, so sind auch bei diesen Prothesenmodellen vor allem die Flächenpressung und die Gleitgeschwindigkeit ausschlaggebend für ihr tribologisches Verhalten. Üblicherweise werden diese Gesichtspunkte zusammengefaßt in einem p · v-Grenzwert, bei dem noch eine bestimmte Zyklenzahl möglich ist. • Dieser p-v-Wert ist vor allem abhängig von der Werkstoffplanung der beiden artikulierenden Flächen. Bei den erwähnten Prothesentypen handelt es sich in den meisten Fällen um Metall-Polyäthylen, in seltenen Fällen um Metall-Metall und in einer ganz neuen Entwicklung um Keramik-Polyäthylen-Paarungen. Die zukünftige Entwicklung könnte hingehen auf kohlenfaserverstärkte Werkstoffe und auf Keramik-Keramik-Paarungen. Für jede dieser Möglichkeiten begrenzt der unterschiedliche kritische p-v-Wert die Variationsbreite im Hinblick auf Größe und Formgebung der Prothese.
Die Flächenpressung ist abhängig* von der wirkund Verschleiß sind die Wirkbewegungen. Sie sind samen Druckkraft F und der Kontaktfläche A zum Teil durch die oben aufgeführten Formen der (p = F/A). Demnach sind in dieser Hinsicht jene Femurteile der Prothesen bestimmt; in einigen Prothesen mehr gefährdet, die kleinere BerührFällen bleibt jedoch, wie z.B. bei „Schlittenproflächen aufweisen. Dennoch zeigt sich in ersten thesen" (Bild 14) ein breiter Variationsspielraum in diesem Bereich. Die wesentlichen Bewegungen von Ergebnissen mit dem Simulator, daß der MaterialInteresse sind die Beugebewegung (Rz) und die abtrag nicht unbedingt proportional zur FlächenRotation um die Tibiaachse (Ry). Bei der Beuge- pressung sein muß. Bei Überschreiten des · bewegung wird unterschieden zwischen Bewegungen Grenzwertes ist die größere Berührfläche wegen mit festem Drehpunkt und solchen mit Polbahnen, ihres Materialabtrages auf der gesamten Fläche wobei über deren Form keine genaue Aussage mög- eher von negativem Einfluß. Die Gleitgeschwindiglich ist. Bei der Rotationsbewegung muß zunächst keit wird beeinflußt durch die Taktgeschwindigkeit festgestellt werden, ob eine solche überhaupt mög- und durch die Wahl der artikulierenden Flächen. lich ist, dann, ob sie zwangsläufig an die Beuge- Das natürliche Kniegelenk ist so ausgelegt, daß im bewegung gekoppelt ist und ob, wenn dies nicht Bereich großer Winkelgeschwindigkeit (in der der Fall ist (wenn es sich also um eine freie Bewe- Schwungphase) der Teil der Kondyle im Eingriff gung handelt), ihr Umfang mit zunehmendem Beu- ist, der den kleineren Krümmungsradius aufweist. gewinkel, so wie beim natürlichen Kniegelenk, Zudem wandert der Momentandrehpol mit zunehmendem Beugewinkel zur Kondylenkontur hin, die erweitert wird. Gleitgeschwindigkeit zwischen den artikulierenden Bei der Stabilisierung wird nur das Vorhanden- Flächen nimmt damit ab. Damit ist zu erklären, daß sein konstruktiver Elemente angeführt zur Unter- Prothesen, deren Kondylen jenen des natürlichen scheidung von Gelenken, die entweder durch den Kniegelenks angenähert sind, nach ersten Analysen natürlichen Bandapparat oder durch ihre Form mit der vorliegenden Systematik etwas weniger stabilisiert werden. Abrieb erzeugten. Die vorliegende Aufstellung kann nur einen Des weiteren hat sich gezeigt, daß bei Polyäthylenkleinen Teil der vorhandenen Konstruktionen er- lagern die Gleitgeschwindigkeit die gefährlichste fassen. Er wurde zusammengestellt anhand von Einflußgröße darstellt, da infolge der Entwicklung Firmenkatalogen, Literaturrecherchen und deut- von Reibungswärme im Gelenkspalt eine Auflageschen Patentanmeldungen, wobei vor allem aus den rung einer dicken Polyäthylenschicht auf die MeKatalogen die wesentlichen konstruktiven Details talloberfläche erfolgt. Diese Schicht ist extrem rauh nicht immer eindeutig ersichtlich sind. In diesen und reibt somit die Polyäthylenplateaus verhältnisFällen befindet sich in dem betreffenden Feld ein O. mäßig schnell ab. Brought to you by | University of Alberta Library Authenticated Download Date | 6/29/15 9:57 PM
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Fa. Howmedica Pat.-Nr.2152408 Pat.-Nr. 2 244 064 Pat.-Nr.2519888 Pat.-Nr. 2122390 Pat.-Nr. 2310113 Pat.-Nr. 2 421045 Pat.-Nr. 2442 927 Fa. Implantamed Fa. Orthoplant Pat.-Nr. 2346973 5 Fa. Cintor Pat.-Nr. 2 543911 Pat.-Nr.2539717 Pat.-Nr. 2 221913 Pat.-Nr. 2522377 Fa. Zimmer, USA Fa. ALLO PRO Fa. Francobal Fa. Protek Fa. Wright Pat.-Nr. 2501128 Pat.-Nr. 2300810 Pat.-Nr. 2 608 628 Pat.-Nr. 2 531080 5 Fa. SFFC Midy.
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Tabelle 1: Die mit φ bezeichneten Merkmale liegen bei den entsprechenden Prothesentypen vor. Bei den mit O gekennzeichneten war dies aus der herangezogenen Literatur nicht m glich. Einige dieser Charakteristika k nnen erst durch entsprechende Versuche werBrought to you by | University of Alberta belegt Library den (so z. B. in vielen F llen dieAuthenticated Zunahme von R y mit Download Date | 6/29/15 9:57 PM dem Beugewinkel).
Fa. Howmedica 5 Fa. Mecron Pat.-Nr. 2220845 9 Pat.-Nr. 2631351 Pat.-Nr. 2607316 Pat.-Nr. 2 636816 Fa. Zimmer, USA Fa. Implantamed Pat-Nr. 2 227 090 Pat.-Nr. 2 219151 Fa. Howmedica Fa. Mecron Fa. Howmedica Fa. Howmedica Fa. Zimmer GB Pat.-Nr. 2114 287 Pat.-Nr. 1964 781 Fa. Cutter
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Bei den angegebenen Patentnummern handelt es sich um deutsche Anmeldungen. Wenn in der Spalte „Quelle" Firmen angegeben sind, so wurden die Merkmale anhand von Bildern und Beschreibungen aus Katalogen dieser Firmen ermittelt. Dieses Verfahren kann u. U. zu Fehlern f hren, vor allem dann, wenn aus den Abbildungen einzelne Konstruktionsdetails nicht deutlich er-
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Die tribologische Testung von Knieendoprothesen
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der Implantate zu testen, bekannte Prothesen verschiedener Konstruktionen zu vergleichen und auch quantitativ abschätzende Voraussagen über das Langzeitverhalten zu treffen. Literaturverzeichnis
Bild 15. Kniesimulator System „Stallforth-Ungethüm" 5 Ausblick
Bei aller Komplexität der Problematik des tribologischen Verhaltens, die bei Knieprothesen auf taucht, darf nicht übersehen werden, daß dieser Aspekt bei der Konzeption neuer Prothesenmodelle nur einer von vielen sein kann, die alle miteinander und aufeinander abgestimmt die lange Funktion des Gelenkersatzes gewährleisten müssen. Der Problemkreis der Stabilisierung der Bewegung, der Abstimmung der Bewegungsformen und vor allem die Anforderungen, die vom klinischen Bereich aufgeworfen werden, müssen abgewogen werden. Gerade aber darum gilt es, den einzigen wirklichvöllig unsicheren Faktor, der bis jetzt wenig kalkuliert ist, auszuschließen. Dazu ist es erforderlich, entsprechende mechanische Prüfeinrichtungen zu schaffen und die daraus gewonnenen Ergebnisse in geeigneter Weise auszuwerten. Nur so können zu hohe Verschleißraten ausgeschlossen werden. Dabei muß man sich jedoch bewußt sein, daß solche Simulatorprüfungen vor allem quantitativ, zum Teil aber auch relativ, was verschiedene Werkstoffe betrifft, nicht letzten Aufschluß darüber geben können, wie sich das getestete Gelenk in vivo verhält, weil bei ihnen die Verhältnisse denen im lebenden Organismus nur angenähert werden können. Probleme bestehen vor allem hinsichtlich der Konsistenz der Schmierflüssigkeit und der unkalkulierbaren Materialalterung, verbunden mit Veränderungen der mechanischen Eigenschaften. Dennoch stellt der Gelenksimulator die beste Möglichkeit dar, neue Entwicklungen auf dem Sektor
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