Das Kniegelenk ist nach dem Hüftgelenk das am häufigsten betroffene Gelenk, wenn es um arthrotische Veränderungen geht. Dabei wirken diese Veränderungen oft jahre- oder jahrzehntelang weiter, ohne dass sie vollständig geheilt werden können.
Die Folgen für den Patienten sind dann stetig wachsende Schmerzen, die nicht selten mit Bewegungseinschränkungen im Kniegelenk und Muskelatrophien der Beinmuskulatur einhergehen.
Helfen dann medikamentöse Maßnahmen und/oder manuelle bzw. konservative Behandlungsmethoden dem Patienten nicht, seine Schmerzsituation erträglich zu gestalten, ist die letzte Konsequenz häufig nur die Knieendoprothese.
Der Erfolg einer implantierten Prothese richtet sich, neben der Frage nach ihrer Haltbarkeit, vor allem nach den Kriterien der Wiederherstellung der Kraft der Beinstreck- und Beinbeugemuskulatur, der Beweglichkeit, der Schmerzfreiheit und der damit zusammenhängenden Alltagsbewältigung. Denn nach einer sehr komplexen Operation, bei der dem Patienten, je nach Prothesenform, einige oder sämtliche Kniegelenkstrukturen ersetzt worden sind, ist das Gelenk natürlich nicht sofort voll belastbar.
Somit bleiben die Folgen der Gelenkschädigung, wie z.B. Muskelatrophien und Kraftverluste im Oberschenkel, Bewegungseinschränkungen im Gelenk sowie Schmerzen nach der Operation noch für einen gewissen Zeitraum vorhanden.
Wie sich diese Defizite im Verlauf der ambulanten Rehabilitation reduzieren und wie sich parallel dazu die Alltagsbewältigung des Patienten verbessert, soll anhand dieser Diplomarbeit dokumentiert werden.
Bestandteile der Untersuchungen waren isokinetische Kraftmessungen der Beinstreck- und -beugemuskulatur beider Beine, gekoppelt mit der Messung des Bewegungsausmaßes und einer Oberschenkelumfangmessung.
Darüber hinaus wurde bei jeder Untersuchung vom Patienten ein Fragebogen ausgefüllt, welcher subjektiv seine aktuelle Schmerzsituation und seine Alltagsbewältigung erfassen sollte.
Inhaltsverzeichnis
Abbildungsverzeichnis
Tabellenverzeichnis
Abkürzungsverzeichnis
Zeichenerklärung
1. Einleitung
2. Anatomische Grundlagen
2.1 Allgemeine Gelenklehre
2.2 Anatomie des Kniegelenkes
2.2.1 Mechanik des Kniegelenkes
2.3 Allgemeine Muskellehre
2.4 Anatomie des vierköpfigen Schenkelstreckers (M. quadriceps femoris)
2.5 Anatomie der Beinbeugemuskulatur
3. Grundlagen der Endoprothetik
3.1 Materialeigenschaften
3.2 Verankerungsmöglichkeiten
4. Grundlagen der Knieendoprothetik
4.1 Knieprothesenmodelle
4.2 Marktanalyse der Knieprothesenmodelle
4.3 Indikationen für Knieprothesen
4.4 Materialien in der Knieendoprothetik
4.5 Marktanalyse der Materialien in der Knieendoprothetik
5. Spezielle Knieendoprothetik
5.1 Die Foundation - Knie - Oberflächenersatztotalprothese
5.2 Operationstechnik
6. Die ambulante Rehabilitation
6.1 Das medizinische Aufbautraining (MAT) in der ambulanten Rehabilitation
6.2 Isokinetik als Bestandteil des medizinischen Aufbautrainings
7. Vorüberlegungen und Versuchsplanung
7.1 Untersuchungskollektiv
7.2 Testgeräte
7.3 Fragebogen
7.4 Untersuchungsablauf
7.4.1 Oberschenkelumfangmessung
7.4.2 Cybextest
8. Statistische Begriffe und Verfahren
8.1 Methoden der deskriptiven Statistik
8.2 Methoden der analytischen Statistik
9. Ergebnisdarstellung
9.1 Antropometrie des Untersuchungskollektivs
9.2 Angaben zur Operation
9.3 Cybex - Test
9.3.1 Extensoren
9.3.1.1 Drehmomentmaximum
9.3.1.2 Drehmomentmaximum/kg Körpergewicht
9.3.2 Flexoren
9.3.2.1 Drehmomentmaximum
9.3.2.2 Drehmomentmaximum/kg Körpergewicht
9.3.3 Bewegungsausmaß
9.4 Oberschenkelumfangmessung
9.5 Fragebogen
9.5.1 Schmerzmittel
9.5.2 Schmerzen
9.5.2.1 Schmerzen beim Stehen
9.5.2.2 Schmerzen beim Gehen
9.5.2.3 Schmerzen beim Treppen steigen
9.5.2.4 Schmerzen beim Hinsetzen/Aufstehen
9.5.2.5 Schmerzen beim Sitzen
9.5.2.6 Schmerzen beim Hinlegen/Aufstehen
9.5.2.7 Schmerzen beim Liegen
9.5.3 Schmerzintensität
9.5.3.1 Schmerzintensität beim Stehen
9.5.3.2 Schmerzintensität beim Gehen
9.5.3.3 Schmerzintensität beim Treppen steigen
9.5.3.4 Schmerzintensität beim Hinsetzen/Aufstehen
9.5.3.5 Schmerzintensität beim Sitzen
9.5.3.6 Schmerzintensität beim Hinlegen/Aufstehen
9.5.3.7 Schmerzintensität beim Liegen
9.5.4 Einschränkungen
9.5.4.1 Einschränkungen beim Stehen
9.5.4.2 Einschränkungen beim Gehen
9.5.4.3 Einschränkungen beim Treppen steigen
9.5.4.4 Einschränkungen beim Hinsetzen/Aufstehen
9.5.4.5 Einschränkungen beim Sitzen
9.5.4.6 Einschränkungen beim Hinlegen/Aufstehen
9.5.4.7 Einschränkungen beim Liegen
9.5.5 Hilfen
9.5.5.1 Hilfen beim Stehen
9.5.5.2 Hilfen beim Gehen
9.5.5.3 Hilfen beim Treppen steigen
9.5.5.4 Hilfen beim Hinsetzen/Aufstehen
9.5.5.5 Hilfen beim Sitzen, Hinlegen/Aufstehen und Liegen
9.5.6 Umstellungen
9.5.6.1 Umstellungen beim Stehen
9.5.6.2 Umstellungen beim Gehen
9.5.6.3 Umstellungen beim Treppen steigen
9.5.6.4 Umstellungen beim Hinsetzen/Aufstehen
9.5.6.5 Umstellungen beim Sitzen
9.5.6.6 Umstellungen beim Hinlegen/Aufstehen
9.5.6.7 Umstellungen beim Liegen
9.6 Korrelation zwischen Cybex - Test und Fragebogen
10. Diskussion
11. Zusammenfassung
12. Literatur
13. Anhang
13.1 Tabellen des Cybextestes
13.2 Tabellen des Fragebogens
13.3 Cybex – Test - Ausdruck
13.4 Fragebogen
Abbildungsverzeichnis
Abb. 1: Schematischer Aufbau eines Gelenkes
(TITTEL, 1990, 74)
Abb. 2: Aufbau des Gelenkknorpels (ROHEN, 1987, 27)
Abb. 3a,b : linkes Kniegelenk von vorn eröffnet. a = Vorderwand
der Gelenkkapsel mit druchtrenntem vierköpfigen Schenkelmuskel und Kniescheibe nach unten geklappt;
b = äußere Schenkelbeingelenkfläche und Synovialfalte zur besseren Übersichtlichkeit der Menisken und ihres Querbandes entfernt ( TITTEL, 1990, 279)
Abb. 4: Blick auf die Gelenkknorren des linken Schienbeines mit Meniscen und Kreuzbändern (TITTEL, 1990, 277)
Abb. 5: Streng schematische Darstellung der Skelettmuskelaufgliederung in Muskelfasern, Myofibrillen, Fibrillenperioden (Sacomere), Myofilamente und Molekülketten (TITTEL, 1990, 88)
Abb. 6: M. quadriceps femoris (WEINECK, 1994, 150)
Abb. 7a, b: a = M. biceps femoris; b = M. semitndinosus (dunkel) und M. semimembranosus (hell) (WEINECK, 1994, 157)
Abb. 8: Beispiel einer Doppelschlittenprothese
(BLÄSIUS, 1995, 110)
Abb. 9: Beispiel einer Monoschlittenprothese
(BLÄSIUS, 1995, 86)
Abb. 10: Beispiel für ein Rotationsknie (BLÄSIUS, 1991, 98)
Abb. 11: Beispiel für ein Scharniergelenk (BLÄSIUS, 1991, 102)
Abb. 12: Foundation - Knie - Oberflächenersatztotalprothese
(BLÄSIUS, 1995, 78)
Abb. 13: Muster der eingezeichneten Achsen und Winkel in ein Röntgenbild (PLUS ENDOPROTHETIK, 1995, 6)
Abb. 14a-g: Graphische Darstellung der Bearbeitung des Femur-knochens (PLUS ENDOPROTHETIK, 1995, 8 - 13)
Abb. 15a-h: Graphische Darstellung der Bearbeitung des Tibia-knochens (PLUS ENDOPROTHETIK, 1995, 15 - 20)
Abb. 16a-b: Graphische Darstellung der Bearbeitung der Patella
(PLUS ENDOPROTHETIK, 1995, 22)
Abb. 17: Röntgenbild einer Foundation - Knie - Oberflächen-
ersatztotalprothese (BLÄSIUS, 1995, 79)
Abb. 18: Trainingsgerät Cybex 6000 im Rehazentrum Unna
Abb. 19: Abstandmessung von der Oberkante der Kniescheibe,
zur Bestimmung des Meßpunktes für die Oberschenkelumfangmessung
Abb. 20: Oberschenkelumfangmessung
Abb. 21: Patientenfixierung auf dem Cybex 6000
Abb. 22: Altersverteilung
Abb. 23: Gewichtsverteilung
Abb. 24: Größenverteilung
Abb. 25: Krankenhausverteilung
Abb. 26a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der nicht verletzten
bei den Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 26b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der nicht verletzten
bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 27a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der verletzten
bei den Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 27b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der verletzten
bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 28a: Differenz des Drehmomentmaximums (%) der
Extensoren zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite der Männer, zu
den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 28b: Differenz des Drehmomentmaximums (%) der
Extensoren zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 29a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Extensoren auf der nicht verletzten
bei den Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 29b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Extensoren auf der nicht verletzten
bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 30a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Extensoren auf der verletzten Seite bei den Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 30b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Extensoren auf der verletzten Seite bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 31a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der nicht verletzten Seite bei
den Männern, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 31b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der nicht verletzten Seite bei
den Frauen, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 32a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der verletzten Seite bei den Männern, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 32b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums
(Nm) der Extensoren auf der verletzten Seite bei den Frauen, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 33a: Mittelwertdarstellung der Differenz des Drehmomentmaximums (%) der Flexoren zwischen
der nicht verletzten und der verletzten Seite bei den
Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 33b: Mittelwertdarstellung der Differenz des Drehmomentmaximums (%) der Flexoren zwischen
der nicht verletzten und der verletzten Seite bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 34a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Flexoren auf der nicht verletzten Seite bei den Männern, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 34b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Flexoren auf der nicht verletzten Seite bei den Frauen, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 35a: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Flexoren auf der verletzten Seite bei den
Männern, zu den drei Untersuchungszeitpunkten
Abb. 35b: Mittelwertdarstellung des Drehmomentmaximums/kg
(%) der Flexoren auf der verletzten Seite bei den
Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 36a: Mittelwertdarstellung des Bewegungsausmaßes (°)
auf der nicht verletzten Seite bei den Männern,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 36b: Mittelwertdarstellung des Bewegungsausmaßes (°)
auf der nicht verletzten Seite bei den Frauen,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 37a: Mittelwertdarstellung des Bewegungsausmaßes (°)
auf der verletzten Seite bei den Männern, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 37b: Mittelwertdarstellung des Bewegungsausmaßes (°)
auf der verletzten Seite bei den Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 38a: Mittelwertdarstellung der Differenz des Bewegungsausmaßes (%) zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite der Männer, zu
den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 38b: Mittelwertdarstellung der Differenz des Bewegungsausmaßes (%) zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite der Frauen, zu
den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 39a: Mittelwertdarstellung des Oberschenkelumfanges
(cm) auf der nicht verletzten Seite bei den Männern,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 39b: Mittelwertdarstellung des Oberschenkelumfanges
(cm) auf der nicht verletzten Seite bei den Frauen,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 40a: Mittelwertdarstellung des Oberschenkelumfanges
(cm) auf der verletzten Seite bei den Männern, zu
den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 40b: Mittelwertdarstellung des Oberschenkelumfanges
(cm) auf der verletzten Seite bei den Frauen, zu
den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 41a: Mittelwertdarstellung der Differenz im Oberschenkelumfang (cm) zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite bei den Männern,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 41b: Mittelwertdarstellung der Differenz im Oberschenkelumfang (cm) zwischen der nicht verletzten und der verletzten Seite bei den Frauen,
zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 42a: Mediandarstellung der Schmerzen beim Stehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 42b: Mediandarstellung der Schmerzen beim Stehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 43a: Mediandarstellung der Schmerzen beim Gehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 43b: Mediandarstellung der Schmerzen beim Gehen der
Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 44a: Mediandarstellung der Schmerzen beim Treppen
steigen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 44b: Mediandarstellung der Schmerzen beim Treppen
steigen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 45a: Mediandarstellung der Schmerzen beim Hinsetzen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 45b: Mediandarstellung der Schmerzen beim Hinsetzen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 46a: Mediandarstellung der Schmerzen beim Hinlegen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 46b: Mediandarstellung der Schmerzen beim Hinlegen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 47a: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Stehen
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 47b: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Stehen
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 48a: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Gehen,
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 48b: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Gehen,
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 49a: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim
Treppen steigen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 49b: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim
Treppen steigen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 50a: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Hinsetzen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 50b: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Hinsetzen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 51a: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Hinlegen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 51b: Mediandarstellung der Schmerzintensität beim Hinlegen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 52a: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Gehen
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 52b: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Gehen
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 53a: Mediandarstellung der Einschränkungen beim
Treppen steigen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 53b: Mediandarstellung der Einschränkungen beim
Treppen steigen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 54a: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Hinsetzen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 54b: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Hinsetzen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 55a: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Hinlegen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 55b: Mediandarstellung der Einschränkungen beim Hinlegen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 56a: Mediandarstellung der Hilfen beim Stehen der
Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 56b: Mediandarstellung der Hilfen beim Stehen der
Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 57a: Mediandarstellung der Hilfen beim Gehen der
Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 57b: Mediandarstellung der Hilfen beim Gehen der
Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 58a: Mediandarstellung der Hilfen beim Treppen steigen
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 58b: Mediandarstellung der Hilfen beim Treppen steigen
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 59a: Mediandarstellung der Hilfen beim Hinsetzen/
Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 59b: Mediandarstellung der Hilfen beim Hinsetzen/
Aufstehen der Frauen, zu den
Untersuchungszeitpunkten
Abb. 60a: Mediandarstellung der Umstellungen beim Stehen
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 60b: Mediandarstellung der Umstellungen beim Stehen
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 61a: Mediandarstellung der Umstellungen beim Gehen
der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 61b: Mediandarstellung der Umstellungen beim Gehen
der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 62a: Mediandarstellung der Umstellungen beim
Treppen steigen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 62b: Mediandarstellung der Umstellungen beim
Treppen steigen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 63a: Mediandarstellung der Umstellungen beim Hinsetzen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 63b: Mediandarstellung der Umstellungen beim Hinsetzen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 64a: Mediandarstellung der Umstellungen beim Hinlegen/Aufstehen der Männer, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Abb. 64b: Mediandarstellung der Umstellungen beim Hinlegen/Aufstehen der Frauen, zu den 3 Untersuchungszeitpunkten
Tabellenverzeichnis
Seite
Tab. 1: Meistverwendete Knieprothesen mit Prozentanteilen
Tab. 2: Numerische Verteilung der verwendeten Materialien
der Femurkomponente
Tab. 3: Numerische Verteilung der verwendeten Materialien
der Tibiakomponente
Tab. 4: Numerische Verteilung der verwendeten Materialien
der Patellakomponente
Tab. 5: Übersicht über die wichtigsten Skalenniveaus
Tab. 6: Übersicht über die wichtigsten Kennwerte, in Abhängigkeit vom Skalenniveau
Abkürzungsverzeichnis
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
1. Einleitung
Der Gelenkknorpel ist eines der am meisten gefährdeten Gewebe-strukturen des Körpers, welcher dem Menschen, teilweise recht deutlich, die Grenzen seiner Belastungsfähigkeit aufzeigt.
Durch chronische Überlastung, Fehlbelastungen oder Unfälle kommt es im Sinne von Druckatrophien und Summationen von Mikrotraumen zu arthrotischen Veränderungen in den Gelenken.
Das Kniegelenk ist nach dem Hüftgelenk das am häufigsten betroffene Gelenk, wenn es um solche arthrotischen Veränderungen geht. Dabei wirken diese Veränderungen oft jahre- oder jahrzehntelang weiter, ohne daß sie vollständig geheilt werden können.
Die Folgen für den Patienten sind dann stetig wachsende Schmerzen, die nicht selten mit Bewegungseinschränkungen im Kniegelenk und Muskel-atrophien der Beinmuskulatur einhergehen.
Helfen dann medikamentöse Maßnahmen und/oder manuelle bzw. konservative Behandlungsmethoden dem Patienten nicht, seine Schmerz-situation erträglich zu gestalten, ist die letzte Konsequenz häufig nur die Knieendoprothese.
Zur Zeit werden in Deutschland jährlich ca. 65.000 Knieendoprothesen, vornehmlich bei stark arthrotischer Indikation, implantiert, und die Tendenz ist steigend.
Die Knieendoprothetik steht in ihrer Entwicklung noch etwas hinter der Hüftendoprothetik. Das zeigt sich vor allem durch die Vielzahl der sich auf dem Markt befindenden Knieendoprothesen - Modelle, die zum Teil nur eine Vermehrung oder Ergänzung, nicht aber eine richtige Bereicherung darstellen (s. 4.2).
Aus diesem Grund sind zur Zeit einige Fragen der Knieendoprothetik noch nicht ausreichend geklärt, „so eine exakte Abgrenzung der Indikation gegenüber gelenkerhaltenden Eingriffen [...]. Weiterhin die Wahl des Prothesenmodells (ungekoppelte, teilweise gekoppelte bzw. voll gekoppelte Knieendoprothesen). Auch die Frage einer zementierten bzw. zementfreien Verankerung ist nicht gelöst. [...] Schließlich gibt es auch noch offene Fragen hinsichtlich der Materialauswahl, besonders sei auf das zunehmende Problem des Polyethylenabriebs im Bereich der Kniegelenkendoprothetik verwiesen“ (BAUER, 1991, 163).
Der Erfolg einer implantierten Prothese richtet sich, neben der Frage nach ihrer Haltbarkeit, vor allem nach den Kriterien der Wiederherstellung der Kraft der Beinstreck- und Beinbeugemuskulatur, der Beweglichkeit, der Schmerzfreiheit und der damit zusammenhängenden Alltagsbewältigung. Denn nach einer sehr komplexen Operation, bei der dem Patienten, je nach Prothesenform, einige oder sämtliche Kniegelenkstrukturen ersetzt worden sind, ist das Gelenk natürlich nicht sofort voll belastbar.
Somit bleiben die Folgen der Gelenkschädigung, wie z.B. Muskel-atrophien und Kraftverluste im Oberschenkel, Bewegungsein-schränkungen im Gelenk sowie Schmerzen nach der Operation noch für einen gewissen Zeitraum vorhanden.
Wie sich diese Defizite im Verlauf der ambulanten Rehabilitation reduzieren und wie sich parallel dazu die Alltagsbewältigung des Patienten verbessert, soll anhand dieser Diplomarbeit dokumentiert werden.
Dazu wurde eine 15 - köpfige Probandengruppe über den Zeitraum einer 20 Einheiten umfassenden „Erweiterten Ambulanten Physiotherapie“ (EAP) begleitet, wobei eine Eingangs- und Abschlußuntersuchung sowie eine Untersuchung in der Mitte der Therapie durchgeführt wurde.
Bestandteile der Untersuchungen waren isokinetische Kraftmessungen der Beinstreck- und -beugemuskulatur beider Beine, gekoppelt mit der Messung des Bewegungsausmaßes und einer Oberschenkelumfang-messung.
Darüber hinaus wurde bei jeder Untersuchung vom Patienten ein Fragebogen ausgefüllt, welcher subjektiv seine aktuelle Schmerzsituation und seine Alltagsbewältigung erfassen sollte.
Inhaltlich werden zunächst, mit Hilfe wissenschaftlicher Literatur, Grundlagen in den Themengebieten Anatomie, Endoprothetik und Rehabilitation geschaffen.
Nach einer Darstellung der Untersuchungsplanungen und des Untersu-chungsablaufes wird kurz auf statistische Begriffe und Methoden eingegangen.
Darauf folgt eine ausführliche Ergebnisdarstellung des isokinetischen Krafttestes, der Oberschenkelumfangmessung und des Fragebogens.
Diese Ergebnisse werden anschließend diskutiert und in die abschließende kurze Zusammenfassung der gesamten Arbeit einbezogen.
2. Anatomische Grundlagen
2.1 Allgemeine Gelenklehre
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Gelenke ermöglichen dem Menschen, sich in großem Umfang zu bewegen und gehören als Verbindungen zwischen knorpeligen und/oder knöchernen Skelettelementen zum passiven Bewegungsapparat.
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 1: Schematischer Aufbau eines Gelenkes (TITTEL, 1990, 74)
Gebildet werden die Gelenke aus zwei sich gegenüberliegenden Knochenenden, „die entweder annähernd eben oder konkav (Gelenkpfanne) beziehungsweise konvex (Gelenkkopf) gestaltet sind“ (TITTEL, 1990, 74).
Zwischen den Knochenenden, die auch als Gelenkenden bezeichnet werden, liegt der Gelenkspalt oder auch Gelenkhöhle, dessen Gestalt sich mit wechselnder Gelenkstellung verändert.
Die Gelenkflächen selbst „besitzen einen Knorpelüberzug aus (meist) hyalinem Knorpelgewebe“ (FRICK u.a., 1992, 31).
Dieser Gelenkknorpel ist 0,2 - 0,5 mm dick, an der Kniescheibe sogar bis zu 6 mm, und bildet für die Gelenkfläche eine glatte, nahezu reibungsfreie Oberfläche, wodurch ein problemloses Gleiten der Gelenkkörper gewährleistet wird (vgl. FRICK u.a., 1992, 31).
Er besitzt zwei Schichten unterschiedlicher Stärke. An der Oberfläche befindet sich die dünnere Tangentialfaserschicht. Darunter besteht der Gelenkknorpel aus der Radialfaserschicht (siehe Abb. 2).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 2: Aufbau des Gelenkknorpels (ROHEN, 1987, 27)
„Der Gelenkknorpel ist normalerweise unverkalkt, gefäß- und nervenfrei. Er besitzt keine geschlossene Zellabdeckung und muß aus der umgebenden Synovialflüssigkeit ernährt werden. Er ist ein schlecht ernährtes Gewebe und biologisch wenig widerstandsfähig. Der Gelenkknorpel neigt daher zur Degeneration“ (ROHEN, 1987, 27).
Neben der Beteiligung an dem problemlosen Gleiten der Gelenkflächen hat der Gelenkknorpel die Aufgabe, am Gelenk auftretende Kräfte zwischen den Skelettelementen zu übertragen.
„Durch sein viskoelastisches Verhalten übt der Knorpel eine Stoßdämpferfunktion für das subchondrale Knochengewebe aus“ (RAUBER / KOPSCH, 1987, 96).
Durchzogen wird der Knorpel von Kollagenfibrillen. Sie ziehen vom subchondralen Knochengewebe senkrecht in die Radialfaserschicht, um dann nach bogenförmigen Verlauf in die Tangentialfaserschicht einzu-münden. Die Kollagenfibrillen sind für die Elastizität und die Zugfestigkeit des Gelenkes verantwortlich, indem sie bei Belastung des Knorpelgewebes der Deformation Widerstand leisten. Dabei werden sie gedehnt und ordnen sich in Richtung der größten Zugspannung an (vgl. RAUBER / KOPSCH, 1987, 97).
Umschlossen wird das Gelenk von der Gelenkkapsel. Sie besteht aus Bindegewebe und schließt das Gelenk luftdicht ab. Man unterscheidet dabei eine äußere dicke Gelenkkapselschicht (Membrana fibrosa) und eine innere dünne Schicht (Membrana synovialis). Die äußere Schicht umschließt die gelenkbildenden Knochen manschettenartig und fügt das Gelenk in seine Umgebung ein. „Sie besteht vorwiegend aus straffem kollagenfaserigem Bindegewebe und enthält nur wenige elastische Fasern. [...] An zahlreichen Gelenken wird die Membrana fibrosa außen durch Bänder verstärkt“ (ebd., 103).
Nach innen gerichtet, schließt sich die Membrana synovialis an. Sie ist wesentlich dünner als die äußere Kapselschicht und reich an Blutgefäßen und Nervenfasern. Von ihr aus wird permanent Gelenkschmiere (Synovia) in den Gelenkspalt abgesondert, „die die Gelenkflächen mit einem dünnen schleimigen Film überzieht und damit ein reibungsloses Gleiten der Gelenkkörper aufeinander erleichtert“ (TITTEL, 1990, 74).
Somit wird auch der Abrieb der Knorpeloberfläche reduziert.
Da die Gelenkflächen nicht immer zueinander passen, sondern vielmehr durch Inkongruenzen gekennzeichnet sind, zählen zu den besonderen Einrichtungen eines Gelenkes die sog. Zwischenscheiben in Form von Disci oder Menisci, welche die Kontaktbereiche der Gelenkflächen vergrößern. „Disci sind Scheiben aus straffem Bindegewebe und Faserknorpel, die peripher mit der Gelenkkapsel verbunden sind. Auf diese Weise wird die Gelenkhöhle in zwei vollständig getrennte Kammern unterteilt. [...] Die Menisci sind kreis- oder sichelförmige Scheiben aus Faserknorpel, die sich keilförmig zwischen die Gelenkkörper schieben“ (RAUBER / KOPSCH, 1987, 102).
Neben Menisci oder Disci können sich im Inneren eines Gelenkes in seltenen Fällen auch sog. Binnen- oder Zwischenknochenbänder befinden.
Letztlich gehören auch die Schleimbeutel zur Gelenkstruktur. Sie sind kleine, mit Flüssigkeit gefüllte Taschen oder Säckchen und überall dort zu finden, wo Muskeln, Sehnen oder Haut über Knochenvorsprünge hinweg ziehen und schützen diese Strukturen, im Sinne druckverteilender Polster vor Beschädigungen.
2.2 Anatomie des Kniegelenkes
Das Kniegelenk ist das größte, von seiner Struktur her komplexeste und empfindlichste menschliche Gelenk. Es übt Beuge- und Streckbewe-gungen aus. In gebeugtem Zustand des Gelenkes sind außerdem noch Rotationsbewegungen des Unterschenkels möglich. Daher wird das Kniegelenk auch als Drehscharniergelenk bezeichnet.
Gebildet wird es von den beiden konvexen Knorren des Oberschenkels (Femur) und den annähernd ebenen Knorren des Schienbeins (Tibia) (s. Abb. 3). Dies hat zur Folge, daß die Gelenkflächen nicht überein-stimmen. „Auf Grund einer derartigen Inkongruenz der das Kniegelenk bildenden Gelenkpartien, die wir in dieser ausgeprägten Form bei keinem anderen Gelenk antreffen, berühren sich diese (in frontaler Richtung) nur punkt- oder linienhaft“ (TITTEL, 1990, 275).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
1 = Schleimbeutel oberhalb der Kniescheibe
2 = Furche zwischen Schenkelbeingelenkflächen
3 = hinteres Kreuzband
4 = vorderes Kreuzband
5 = Synovialfalte
6 = Innenmeniskus
7 = Außenmeniskus
8 = Querband
9 = inneres Seitenband
10 = äußeres Seitenband
11 = Flügelfalten des Fettkörpers
12 = Kniescheibe
13 = Kniescheibenband
14 = Gelenkkapsel
15 = Schnittrand des vierköpfigen Schenkelmuskels
16 = Schleimbeutel unterhalb der Kniescheibe
17 = Schienbein
18 = Wadenbein
19 = Durchtrittsstelle der vorderen Schienbeinarterie
20 = Zwischenknochenhaut
Abb. 3a,b : linkes Kniegelenk von vorn eröffnet. a = Vorderwand der Gelenk-kapsel mit druchtrenntem vierköpfigen Schenkelmuskel und Knie-scheibe nach unten geklappt; b = äußere Schenkelbeingelenkfläche und Synovialfalte zur besseren Übersichtlichkeit der Menisken und ihres Querbandes entfernt ( TITTEL, 1990, 279)
Zur Angleichung der Gelenkflächen sind in den Gelenkspalt zwei C-förmige Faserknorpelscheiben eingelagert (s. Abb. 4). Diese sogenannten Menisci sind keilförmig, wobei sie von außen nach innen dünner werden. Man unterscheidet mediale und laterale Menisci, die jeweils unterschied-lich geformt sind.
„Der 2 - 8 mm breite mediale Knorpel läßt infolge des langgestreckten inneren Schienbeinknorrens das Bild eines offenen C, eines Halbmondes erkennen, dessen vorderes Ende (oder Horn) am ventralen Rand des inneren Schienbeinknorrens ansetzt, während das hintere in die dorsale Bandgrube ausstrahlt. Der 12 - 16 mm breite laterale C-Knorpel bildet, im Gegensatz zum vorgehenden, ein enges C, ja er schließt sich fast völlig zu einem Ring, dessen laterale Zacken zwischen den Schienbeingelenkflächen Ansatz finden“ (TITTEL, 1990, 276).
Am Außenrand sind die Menisci mit der Innenfläche der Gelenkkapsel verwachsen, und in ca. 70% aller Fälle verbindet die Vorderfläche der Knorpelscheiben noch ein kleines Querband (Lig. transversum genus). Darüber hinaus ist der mediale Meniscus mit dem inneren Seitenband verwachsen.
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
1 = Kniescheibenband
2 = Schleimbeutelgrube
3 = Querband
4 = innerer Meniscus
5 = äußerer Meniscus
6 = vorderes Kreuzband
7 = hinteres Kreuzband
Abb. 4: Blick auf die Gelenkknorren des linken Schienbeines mit Meniscen und Kreuzbändern (TITTEL, 1990, 277)
Trotz dieser vielen Ansatzpunkte und Verwachsungen sind die beiden Menisci frei beweglich und können auch bei den unterschiedlichsten Stellungen des Kniegelenkes den punkt- bzw. linienförmigen Kontakt der Gelenkflächen in eine flächendeckende Verbindung umwandeln.
Umschlossen wird das Gelenk von der Gelenkkapsel, die an mehreren Stellen von Band- und Sehnenstrukturen verstärkt wird. So wird der vordere Bereich „von der Endsehne des vierköpfigen Schenkelstreckers (M. quadriceps femoris) verstärkt, in der das größte Sesambein, die Kniescheibe (Patella), eingelagert ist“ (TITTEL, 1990, 277-278).
Im hinteren Bereich laufen mehrere Muskelsehnen zur Verstärkung zusammen, und an den Seiten wird die Gelenkkapsel von den Seitenbändern unterstützt, wobei das innere Seitenband (Lig. collaterale tibiale) mit ihr verwachsen ist.
Dieses innere Seitenband entspringt am medialen Oberschenkelknorren und zieht zum unteren Rand des medialen Schienbeinknorrens (s. Abb. 3). Das äußere Seitenband (Lig. collaterale fibulare) ist beinahe bleistiftdick und entspringt am lateralen Oberschenkelknorren. Am Wadenbeinköpfchen findet das äußere Seitenband seinen Ansatz (s. Abb. 3). Beide Bänder sind bei gebeugtem Kniegelenk entspannt und ermöglichen Rotationsbewegungen. Bei Kniestreckung sichern sie das Gelenk und verhindern Ab- und Adduktion (vgl. FRICK u.a. 1992, 374). Neben dem Querband und den Seitenbändern komplettieren die Kreuzbänder den komplexen Bandapparat des Kniegelenkes (s. Abb. 3).
Sie liegen innerhalb der Kapsel, und „man unterscheidet ein vorderes langes sowie breites und schräggestelltes Kreuzband (Lig. cruiatum anterius) von einem hinteren kurzen und steilgestellten Bandzug (Lig. cruiatum posterius)“ (TITTEL, 1990, 278).
Das vordere Kreuzband zieht vom äußeren Oberschenkelknorren nach vorne - unten zum Schienbein. Das hintere ist an der Innenseite des medialen Oberschenkelknorrens befestigt und zieht schräg nach hinten zum Schienbein.
In fast allen Kniegelenkstellungen sind Anteile der Kreuzbänder gespannt, doch vor allem sichern sie das Knie in Beugestellung. In dieser labilen Position hemmen sie die Rotationsbewegungen des Unterschenkels, wobei insbesondere die Innenrotation betroffen ist, bei der sich beide Bänder umeinander wickeln.
Zur Struktur des Kniegelenkes gehören darüber hinaus auch zahlreiche Schleimbeutel, „die vorwiegend im Bereich der Vorderwand der Gelenkkapsel liegen und ein Abscheuern der Haut sowie der Oberschenkelfascie gegen die unter ihnen liegenden knöchernen Anteile verhüten“ (TITTEL, 1990, 279).
2.2.1 Mechanik des Kniegelenkes
Das Knie in seiner Funktion als Drehscharniergelenk gehört zu der Gruppe der zweiachsigen Gelenke, d.h. es können Bewegungen an zwei Achsen mit vier Bewegungsrichtungen ausgeführt werden.
Die erste Achse ist die sogenannte Transversalachse, die quer durch das Gelenk verläuft. Um diese Achse sind Beugungen bis ca. 45° und Streckungen bis ca. 180° möglich.
Beugung und Streckung sind die Hauptbewegungen des Kniegelenkes. Dabei kommt es an den Gelenkflächen gleichzeitig zu einem Rollen und Gleiten der Oberschenkelgelenkfläche über die Schienbeingelenkfläche, wobei die momentane Kontaktfläche zwischen den Ober- und Unterschenkelknorren bei der Beugung nach hinten und bei der Streckung nach vorne wandert (vgl. KAPANDJI, 1985, 84).
Da die Menisci, wie unter 2.2 erläutert wurde, beweglich sind, passen sie sich durch Verlagerung und Verformung der jeweiligen Beuge- bzw. Streckstellung an.
Eine besondere Bedeutung erlangt, im Zusammenhang mit der Streckung, die sog. Schlußrotation. Sie stellt eine unwillkürliche Bewegung dar und ermöglicht eine zusätzliche Streckung bis auf ca. 180°. Die Schluß-rotation „besteht darin, daß nach vollständiger Streckung noch eine weitere Streckung um 10° erfolgt, nachdem der Unterschenkel um 5° außenrotiert worden ist. Aus dieser äußersten Streckstellung, kann eine Beugung nur dann erfolgen, wenn die Schlußrotation zunächst wieder rückgängig gemacht worden ist“ (ROHEN, 1987, 168).
Neben dieser unwillkürlichen Rotationsbewegung ist das Kniegelenk auch in der Lage, willentlich gesteuerte Drehbewegungen auszuführen. Diese geschehen um die Longitudinalachse, die von oben nach unten durch das Gelenk verläuft und können nur in gebeugtem Zustand ausgeführt werden. Optimale Drehbewegungen sind bei einem Kniewinkel von 70° möglich. In diesem Zustand erreicht das Kniegelenk für die Innenrotation Werte von 5° - 10° und für die Außenrotation ca. 45°. Dabei verlagert sich der Oberschenkelknorren in jeweils entgegen-gesetzte Richtungen.
Bei der Außenrotation kommt es somit zur Verschiebung des lateralen Oberschenkelknorrens nach vorne, während der mediale nach hinten verlagert wird. Entsprechend gegenläufig verhalten sich die Ober-schenkelknorren bei der Innenrotation (vgl. KAPANDJI, 1985, 86).
Auch bei den Rotationsbewegungen kommt es zu einer Verformung und Verlagerung der Menisci, die den Bewegungen der Oberschenkelknorren folgen.
2.3 Allgemeine Muskellehre
Die Muskeln gehören zum aktiven Bewegungsapparat des Menschen. „Sie besitzen die Fähigkeit, durch ihre Kontraktion verschiedene Anteile des Skeletts in den gelenkigen Verbindungen gegeneinander zu beugen“ (GRAUMANN u.a., 1994, 78).
Dabei handelt es sich im Bereich der Skelettmuskeln um die quergestreifte Muskulatur. Dieser Muskeltyp besteht aus Einzelfasern (s. Abb. 5), „die 10 - 100 µm dick und bis zu 15 cm lang werden können“ (PLATZER u.a., 1991, 18). Umhüllt wird die zylindrisch geformte Faser, unter deren Oberfläche mehrere (bis zu 100) periphere Zellkerne liegen, von einer elastischen Faserhülle, die Sarkolemm genannt wird. Im Inneren besteht die Muskelfaser zu 80% aus Myofibrillen, die mit ihren Eiweißen Aktin (I-Filament) und Myosin (A-Filament) für die Kontraktion verantwortlich sind. Die restlichen 20% werden vom Sarkoplasma gebildet. Dies ist eine salz- und proteinhaltige Flüssigkeit, in der man u.a. Mitochondrien, Myoglobin oder Glycogen findet.
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 5: Streng schematische Darstellung der Skelettmuskelaufgliederung in Muskelfasern, Myofibrillen, Fibrillenperioden (Sacomere), Myofilamente und Molekülketten (TITTEL, 1990, 88)
Faßt man mehrere dieser Einzelfasern zusammen, so erhält man Muskelbündel, welche sich wiederum zu Muskelsträngen zusammen-schließen. Viele Stränge bilden einen Muskel, der von der Muskelhaut (Fascie) umschlossen wird.
Topographisch wird bei den Skelettmuskeln nach Ursprung und Ansatz unterschieden. „Der Ursprung liegt immer am unbeweglicheren Knochen, der Ansatz am beweglicheren Knochen. An den unteren Extremitäten ist der Ursprung immer proximal, der Ansatz immer distal gelegen. [...] Ferner kann man auch mehrere Ursprünge eines Muskels beschreiben, man unterscheidet dann zwei-, drei- oder vierköpfige Muskeln. Diese einzelnen Köpfe vereinigen sich zu einem Muskelbauch und enden in einer gemeinsamen Sehne“ (PLATZER, 1991, 30).
Die Aufgabe des Muskels ist es, zu kontrahieren, wobei sowohl statische, als auch dynamische Arbeit verrichtet werden kann. Somit ist die Muskulatur gleichzeitig für Bewegungen des menschlichen Körpers und für die Sicherung der aufrechten Körperhaltung verantwortlich.
2.4 Anatomie des vierköpfigen Schenkelstreckers (M. quadriceps femoris)
„Der vierköpfige Schenkelstrecker stellt den größten und kräftigsten Muskel unseres Körpers dar; er ist etwa 2 kg schwer und weist einen physiologischen Querschnitt von über 180 cm2 auf“ (TITTEL, 1990, 282).
Er ist der einzige Strecker des Kniegelenkes und besteht, wie der Name schon sagt, aus vier funktionell verschiedenen Anteilen (s. Abb. 6), die zwar unterschiedlichen Ursprungs sind, aber alle gemeinsam zur Kniescheibe ziehen (vgl. Schwegeler, 1996, 75).
Der M. quadriceps femoris unterteilt sich demnach in den geraden Schenkelmuskel (M. rectus femoris), den inneren Schenkelmuskel (M. vastus medialis), den äußeren Schenkelmuskel (M. vastus lateralis) und den mittleren Schenkelmuskel (M. vastus intermedius).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 6: M. quadriceps femoris (WEINECK, 1994, 150)
Der M. rectus femoris „entspringt [...] mit einem geraden Sehnenzipfel am vorderen unteren Darmbeinstachel (Spinea iliaca anterior inferior), während eine mehr querverlaufende Abzweigung dieser Sehne vom oberen Rand der Hüftgelenkspfanne kommt. [...] Beide Ursprungszipfel vereinigen sich zu dem kräftigen doppeltgefiederten Muskelbauch, der etwa handbreit oberhalb der Kniescheibe in seine Endsehne übergeht, die sich mit der der übrigen Köpfe vereint“ (TITTEL, 1990, 282).
Der M. rectus femoris ist der einzige zweigelenkige Anteil des M. quadriceps femoris. Er zieht sowohl am Hüft- als auch am Kniegelenk vorbei und ist somit in seiner Kraftentwicklung jeweils von beiden Gelenkstellungen abhängig. Die anderen drei Anteile üben ihren Einfluß ausschließlich auf das Kniegelenk aus.
„Der innere Schenkelmuskel (M. vastus medialis) nimmt seinen Ursprung vom distalen Ende der die beiden Rollhügel verbindenden Linie (Linea intertrochantercia) und von der medialen (tibialen) Lippe der knöchernen Leiste der Schenkelbein-Hinterfläche (Labium mediale linea asperae)“ (TITTEL, 1990, 282-283). Seinen Ansatz findet der M. vastus medialis im Kniescheibenband (Ligamentum patellae) an der Schienbeinrauhigkeit (Tuberositas tibiae) .
„Der stärkste aller Köpfe, der äußere Schenkelmuskel (M. vastus lateralis) kommt von dem großen Rollhügel (Trochanter major) und der lateralen (fibularen) Lippe der knöchernen Leiste auf der Hinterfläche des Schenkelbeins (Labium laterale linea asperae)“ (ebd.).
Der mittlere Schenkelmuskel (M. vastus intermedius) wird von den drei übrigen Anteilen umschlossen. Er liegt somit im Inneren des M. quadriceps femoris und ist aus diesem Grund auf der Abb. 6 nicht zu erkennen. Er „entspringt von der vorderen und seitlichen Fläche des Schenkelbeins unterhalb der Rollhügellinie, wobei er es zu drei Viertel deckt“ (ebd.).
Wie auch die übrigen drei Köpfe findet der mittlere Schenkelmuskel seinen Ansatz im Kniescheibenband.
Der M. quadriceps femoris übernimmt sowohl statische, als auch dynamische Arbeit.
Seine dynamische Funktion besteht in der Streckung des Kniegelenkes und in der Beugung des Hüftgelenkes. Darüber hinaus unterstützt er die Innen- und Außenrotation im Kniegelenk und die Abduktion im Hüftgelenk.
Statisch hat er die Aufgabe, das Kniegelenk im Stand zu stabilisieren.
2.5 Anatomie der Beinbeugemuskulatur
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Die Beinbeugemuskulatur befindet sich auf der Oberschenkelrückseite und wird auch als ischiocrurale Muskulatur bezeichnet. Sie setzt sich aus dem zweiköpfigen Schenkelmuskel (M. biceps femoris), dem Halbsehnenmuskel (M. semitendinosus) und dem Plattensehnenmuskel (M. semimem-branosus) zusammen (s. Abb. 7 a und b).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 7a, b: a = M. biceps femoris; b = M. semitndinosus (dunkel) und M. semimembranosus (hell) (WEINECK, 1994, 157)
Der M. biceps femoris liegt am weitesten lateral. „Sein langer Kopf entspringt vom Sitzbeinhöcker (Tuber ischiadicum) und vom Kreuzbein - Sitzbeinhöckerband (Lig. sacrotuberale); er zieht - im oberen Anteil vom großen Gesäßmuskel (M. gluteus maximus) überlagert - dicht neben dem Halbsehnenmuskel (M. semimembranosus), von dem er sich im unteren Drittel trennt, und setzt nach Vereinigung mit dem aus der Tiefe von der knöchernen Leiste der Schenkelbeinrückseite kommenden kurzen Kopf in Form einer gemeinsamen Endsehne am Wadenbeinköpfchen an“ (TITTEL, 1990, 284).
Der M. biceps femoris beugt den Unterschenkel im Kniegelenk und rotiert ihn bei gebeugtem Kniegelenk nach außen. Darüber hinaus hilft er bei der Streckung und Adduktion des Oberschenkels im Hüftgelenk.
Der M. semitendinosus „verläuft nach seinem Ursprung vom Sitzbeinhöcker und Kreuzbein - Sitzbeinhöckerband mit einem 5 cm breiten und 3 cm dicken Muskelbauch, der in der Mitte der Ausdehnung von einer schräg aufsteigenden sehnigen Einschreibung (Intersectio tendinea) durchsetzt wird, zur medialen, tibialen Seite des Kniegelenkes, wo er in Gestalt einer schmalen, runden Sehne neben der Schienbein-rauhigkeit unter Bildung des Gänsefußes (Pes anserinus) Ansatz findet“ (ebd., 285).
Der M. semitendinosus beugt im Kniegelenk und rotiert den Unterschenkel nach innen. Desweiteren streckt und adduziert er den Oberschenkel im Hüftgelenk.
Der M. semimembranosus hat seinen Ursprung am Sitzbeinhöcker. Seine Endsehne „teilt sich in drei Zipfel auf, die am inneren Schienbeinknorren (Condylus medialis tibiae), an der rückwärtigen Wand der Kniegelenk-kapsel (Lig. popliteum obliquum) sowie an der Fascie des Kniekehlen-muskels (Fascia M. poplitei) ansetzen“ (ebd., 285-286).
Seine Funktion gleicht der des M. semitendinosus.
3. Grundlagen der Endoprothetik
Die Endoprothetik befaßt sich mit Ersatzstücken „aus Fremdmaterialien, das einem erkrankten oder zerstörtem Gewebe- oder Organteil nachgebildet ist und in das Innere des Körpers eingebracht wird“ (PSCHYREMBEL, 1994, 400).
Dabei kommt es im Bereich der Gelenke zum Ersatz von Gelenkkopf und Gelenkpfanne.
Allerdings steht der Gelenkersatz immer am Ende der Behandlungskette. Denn erst wenn konservative Behandlungsmethoden im Bereich der Schmerzlinderung für den Patienten keine befriedigenden Resultate erbracht haben, braucht er den künstlichen Gelenkersatz (vgl. PRESSLINE).
3.1 Materialeigenschaften
Das Einsetzen einer Endoprothese ist immer mit einer umfangreichen Operation verbunden, bei der ein künstliches Gelenk aus Keramik, Metall oder polymeren Werkstoffen implantiert wird.
Somit müssen moderne Endoprothesen mehreren Anforderungen entsprechen, „um die chemisch-biologischen Reaktionen im menschlichen Körper gering zu halten. Dies betrifft auch zum Beispiel den gesundheitsschädlichen Abrieb, der bei der Funktion der Endoprothese nicht zu vermeiden ist. Als weitere Forderung ist eine ausreichende Zeitfestigkeit der Prothese anzuführen, um einen Ermüdungsbruch und dessen zerstörende Folgen für das restliche Knochenskelett auszuschließen“ (TENSI, 1996/97).
Die wichtigste der zu erfüllenden Anforderungen an ein künstliches Gelenk ist jedoch die Biokompatibilität. Dieser Bereich beschreibt die Körperverträglichkeit von Werkstoffen, die in der Orthopädie und Chirurgie eingesetzt werden, besonders in bezug auf ihre mechanischen Eigenschaften sowie ihr biologisches Verhalten.
Zu den mechanischen Eigenschaften zählt zunächst einmal das Last- und Kraftverhalten des verwendeten Materials. „Um den Ansprüchen eines zu ersetzenden Knochens gerecht zu werden, muß sich das Spannungs - Dehnungsverhalten des Ersatzmaterials unter physiologischer Belastung in dem elastischen Bereich bewegen“ (KIENAPFEL, 1994, 30).
Anhand von Testverfahren, welche mit Druck-, Zug-, Biege- und Torsionsbelastungen arbeiteten, wurden für die am häufigsten eingesetzten Werkstoffe Last- und Verformungskurven erstellt, mit deren Hilfe man Aussagen über die Elastizität und Festigkeit machen konnte. Daraus ließ sich erkennen, „daß sich keramische Werkstoffe durch hohe Festigkeit, aber auch durch hohe Sprödigkeit auszeichnen, während sich metallische Werkstoffe durch relativ hohe Festigkeit bei relativ hoher Elastizität auszeichnen. Polymere Werkstoffe hingegen zeigen zwar eine sehr hohe Elastizität, aber nur geringe Zug- und Druckfestigkeit“ (ebd.).
Neben dem Last- und Verformungsverhalten ist die Verschleißfestigkeit des verwendeten Ersatzmaterials von besonderer Bedeutung. „Der für den Verschleiß charakteristische Reibungskoeffizient hängt hierbei insbesondere von der Wahl der Werkstoffpaarung und der Oberflächen-beschaffenheit ab. Durch die Reibung können entweder eine oder beide Reibflächen beschädigt werden. [...] Im Organismus können diese Verschleißprodukte unterschiedlicher Größe zu einer entsprechenden Fremdkörperreaktion führen. Darüber hinaus kann durch Verschleiß an metallischen Oberflächen, die Passivierungsschicht geschädigt und hierdurch ein Korrosionsvorgang initiiert werden. Insgesamt können die angeführten Folgeerscheinungen einer unzureichenden Verschleiß-festigkeit die dauerhafte Implantatverankerungsfestigkeit negativ beeinflussen“ (ebd., 31 - 32).
Ein weiteres Anforderungskriterium für Ersatzwerkstoffe ist, aus mechanischer Sicht, die Korrosionsbeständigkeit, da körperinterne Oxidationsvorgänge unkontrollierbare Korrosionsprozesse auslösen können. „Aus diesem Grund versucht man, Implantatwerkstoffe in der Regel an ihrer Oberfläche zu passivieren, indem man vor der Implantation zumeist eine dünne Oxidschicht aufträgt“ (ebd.).
Letztlich muß erwähnt werden, daß der verwendete Ersatzwerkstoff eine gute Sterilisierbarkeit aufweisen muß, um bei der Operation ein keimfreies Implantat zu gewährleisten.
Unter biologischem Verhalten von Endoprothesen versteht man die Verträglichkeit des Implantates unter den Gesichtspunkten der Immunantwort (Antigenität) , der Vergiftungsgefahr (Toxizität) sowie der eventuellen Krebsgefährdung (Cancerogenität).
In bezug auf die Antigenität ist festgestellt worden, daß etwa 10% der Durchschnittsbevölkerung auf Chrom und Nickel allergisch reagiert, wobei die Immunantwort nach 48 - 72 Stunden einsetzt. Demgegenüber sind bei Aluminium keine sensiblen Reaktionen bekannt (vgl. KIENAPFEL, 1994, 32).
Ähnliches gilt für den Bereich der Toxizität. Eisen, Blei, Kupfer, Zink, Nickel und Chrom gehören zu der Gruppe der essentiellen Spuren-elemente. Werden diese dem Körper in unzureichender Menge zugeführt, so kann dies zu Mangelsymptomen führen. Bei der Aufnahme zu großer Mengen hingegen können Spurenelemente aber auch Vergiftungs-erscheinungen zur Folge haben. Zwar ist die Gefahr einer Vergiftung durch ein Metallimplantat gering, sollte aber dennoch berücksichtigt werden (vgl. ebd., 33).
Schließlich sollte noch erwähnt sein, daß bestimmte Metallionen eine krebsverursachende Wirkung besitzen können. Allerdings gibt es bisher nur vereinzelte Veröffentlichungen, in denen von bösartigen Tumoren an der Implantationsstelle der Endoprothese berichtet wird (vgl. ebd.).
3.2 Verankerungsmöglichkeiten
Um die Endoprothese im Körper zu befestigen, stehen den Ärzten vier verschiedene Methoden zur Verfügung.
Zunächst einmal gibt es die Möglichkeit, die Prothese mit Schrauben, welche an oder durch die Prothese hindurch montiert werden, zu fixieren.
Weiterhin wird eine Methode angewandt, bei der durch Transplantation von Knochenmaterial, welches in und um die Prothese gelegt wird, das Implantat befestigt wird.
Beide Verfahren werden aber, im Vergleich zu den nachfolgend skizzierten Techniken, eher selten eingesetzt. Sie gelten in diesem Kontext mehr als ergänzende Varianten, die mit der eigentlichen Verankerungstechnik kombiniert werden, um zusätzliche Stabilität zu gewinnen. Daher wird an dieser Stelle auf eine nähere Erläuterung dieser Verfahren verzichtet.
Eine der beiden Hauptmethoden zur Verankerung von Endoprothesen ist in der Verwendung von sog. Knochenzement zu finden. Bei diesem Verfahren werden die künstlichen Gelenkenden durch den Knochen-zement mit dem verbleibenden Knochenmaterial verbunden. Zu diesem Zweck wird Polymethylmetacrylat (PMMA) eingesetzt, welches teilweise auch mit Modifikationen in seiner Zusammensetzung, Herstellung oder Benutzung anzutreffen ist. Auf diese Weise besteht die Möglichkeit, eine sofortige Stabilität der Prothese zu gewährleisten (vgl. KIENAPFEL, 1994, 17).
Bei der Anwendung dieses Verfahrens „kommt es in der Regel zu einem direkten Kontakt des PMMA mit der lebenden Tragstruktur des Knochens, wo die Verzahnung oder Vermaschung erzeugt wird. Es handelt sich um einen rein mechanischen und nicht um einen chemischen Verbund“ (HERREN u.a. , 1987, 248).
Demzufolge verhindert diese Methode allerdings auch einen lückenlosen Kontakt zwischen Prothese und Knochen, was in manchen Fällen zu Infektionen in der betroffenen Region führt, da die körpereigene Abwehr durch die Verwendung des Knochenzementes erheblich beeinträchtigt werden kann.
Darüber hinaus besteht das Problem, daß gerade junge oder schwergewichtige Patienten eine nicht zu akzeptierende aseptische Lockerung der Prothese entwickeln, die oftmals mit dramatischem Knochenverlust einhergeht. Dies führt dann zu größeren Komplikationen, wenn es zum Austausch der gelockerten Prothese kommt (vgl. HUNGERFORD u.a., 1987, 221).
„Als Alternative zum Knochenzement kann die Fixation durch knöchernes Einwachsen von Knochen in die Zwischenräume des porösen Materials erfolgen. Diese Technik ist zur Zeit weit verbreitet und wird vorwiegend für die Verankerung von Hüft- und Knieprothesen verwendet“ (GALANTE u.a., 1987, 197).
Dieses Einwachsen von Knochen „beschreibt den biologischen Vorgang der Osteogenese in eine dreidimensionale Oberflächenschicht. Nach Implantation eines porösen Oberflächenimplantates von ausreichender Biokompatibilität, kann es bei Einhaltung bestimmter lokaler Grenz-flächenvoraussetzungen in der biologischen Antwort zu dem typischen stufenweisen Ablauf des Knocheneinwachsverhaltens kommen, vergleichbar mit einer Knochendefektwundheilung“ (KIENAPFEL, 1994, 26).
Dabei kommt es in der ersten Phase, die bis zu eine Woche andauern kann, zur Hämatombildung sowie dem Auftreten von Blutgefäßsprossen und Begleitzellen. Daran schließt sich die sog. reparative Phase an, in der sich ca. 2 Wochen lang primitive Geflechtknochen aus Osteoblasten bilden. Zuletzt werden diese Geflechtknochen in ca. 4 Wochen zu festem, lamellärem Knochen umgebaut. Der gesamte Vorgang entspricht im weitesten Sinne dem Prinzip der direkten Verknöcherung.
Damit eine erfolgreiche Osteogenese einsetzen kann, müssen verschiedene Voraussetzungen im Gelenkbereich geschaffen werden.
Einerseits sollte ein Minimum an Grenzflächenbewegung zwischen Implantat und Knochen vorliegen.
Anhand tierexperimenteller Untersuchungen an Hunden konnte festgestellt werden, daß Grenzflächenbewegungen von mehr als 75 µ zu einem Einwachsen von Bindegewebe und nicht zu einem knöchernen Einwachsen in poröse Oberflächen führt. Bei Bewegungen von 40 µ kommt es zwar zu Geflechtknochenbildung, allerdings zeigt sich keine Kontinuität in ihrer Struktur. Erst ein Bewegungsspielraum, der kleiner als 30 µ ist, konnte gewährleisten, daß ein direktes Einwachsen von festen Knochenstrukturen stattgefunden hat (vgl. KIENAPFEL, 1994, 36 -37).
Andererseits sollte ein direkter Kontakt zwischen der porösen Prothesenoberfläche und dem angrenzenden Knochengewebe bestehen, ohne Spalt- und Lückenbildung zuzulassen. Dies ist für die Verankerungsfestigkeit des Implantates von großer Bedeutung, da es die besten Voraussetzungen für einen hohen Grad an eingewachsenem Knochengewebe schafft, was wiederum durch tierexperimentelle Untersuchungen belegt wird. Bei einer Spaltbildung von bis zu 2 mm findet ein vermehrtes Einwachsen von Knochenstrukturen in die Implantatoberfläche statt. Größere Lücken reduzieren das Knochenein-wachsverhalten (vgl. ebd., 38).
Beide Voraussetzungen, minimale Grenzflächenbewegung und direkter Grenzflächenkontakt, werden am besten erreicht, „wenn das Implantatbett geringfügig kleiner als das einzusetzende Implantat gestaltet wird. Ein solcher Press - fit erfüllt beide Voraussetzungen und hilft, knöchernes Einwachsen zu sichern“ (GALANTE u.a., 1987, 198).
Letztlich gehört auch die Porengröße an der Implantatoberfläche zu den wichtigen Voraussetzungen, die erfüllt sein müssen, um ein erfolgreiches Einwachsen von Knochen in die Oberfläche der Endoprothese zu sichern. Der Zusammenhang von Porengröße und Knocheneinwachsverhalten und somit auch der Implantatfestigkeit wurde ebenfalls in Tierexperimenten untersucht. Dabei stellte sich heraus, daß sich die optimale Größe in einer Spanne von 100 - 400 µ bewegt (vgl. KIENAPFEL, 1994, 36).
4. Grundlagen der Knieendoprothetik
In diesem Abschnitt sollen die verschiedenen Formen der Knieendoprothesen, die Materialien, aus denen sie bestehen, und ihre Indikationen erläutert werden.
4.1 Knieprothesenmodelle
Grundsätzlich unterscheidet man zwei verschiedene Formen der Knieendoprothesen: die Totalendoprothese und die Teilendoprothese.
Von einer Totalendoprothese spricht man, wenn beide Gelenkflächen des Kniegelenkes betroffen sind und somit der femorale und der tibiale Anteil ersetzt werden muß. In diesem Zusammenhang unterscheidet man drei verschiedene Konstruktionsprinzipien, die nachfolgend beschrieben werden.
Die Schlittenprothese
Die Schlittenprothese weist auf der femoralen Seite eine anatomische Krümmung auf und besitzt nach innen ausgerichtete Verankerungs-zapfen. Die Tibiakomponente besteht aus einem ebenen, halbkreis-förmigen Plateau. Die Schlittenprothese ist ein nicht stabilisierter Ersatz der gelenkbildenden Oberflächen und wird in der Literatur auch als Oberflächenersatztotalprothese beschrieben. Somit bietet diese Form der Knieendoprothese dem Knie den größtmöglichen Bewegungsfreiraum. Aufgrund dieser nicht stabilisierten Struktur der Schlittenprothese, die noch hinter der des natürlichen Knies zurückbleibt, „müssen die Bänder, die Kapsel, die Muskeln und Sehnen weitgehend intakt sein und eine Deformität sollte ohne ein schwächendes Release korrigierbar sein. Eine Schädigung des vorderen Kreuzbandes kann durch gute Muskulatur kompensiert werden. Da, von Reibungskräften abgesehen, nur axiale Kräfte durch die ersetzten Oberflächen übertragen werden, bedarf das Implantat nur kleiner, kondylärer Verankerungselemente“ (NIEDER, 1991, 176).
Die Schlittenprothese unterliegt folgendem Funktionsprinzip:
„Individuell implantierte, anatomisch gekrümmte Kufen und ebene Plateaus imitieren die Oberflächen der geschädigten Kondylen und kooperieren ähnlich dem natürlichen Knie mit den weitgehend intakten passiven und aktiven Stabilisatoren des Kniegelenkes, in der Steuerung des Bewegungsablaufs und der Übertragung der Kräfte und Momente“ (NIEDER, 1991, 171).
Darüber hinaus kann man diese Prothesenform noch in die Modelle Doppelschlittenprothese und Monoschlittenprothese unterteilen (s. Abb. 8 und 9).
Die Doppelschlittenprothese ersetzt beide Kondylenpaare, und es gibt von verschiedenen Herstellern unterschiedliche Formen. Beispiele hierfür sind die Modelle ES und Blauth (Aesculap AG), APS (Allopro AG), HLS 1 und 2 (Tornier SA) und Foundation Knee (Encore Orthopedics).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 8: Beispiel einer Doppelschlittenprothese (BLÄSIUS, 1995, 110)
Die Monoschlittenprothese hingegen ersetzt entweder das laterale oder das mediale Kondylenpaar. In diesem Bereich werden die Modelle Tübingen (Aesculap AG), Natural Knee Unikondylar (Intermedics Orthopedics INC), HLS Uni (Tornier SA) und Endo und St. Georg (Waldemar Link GmbH) angeboten.
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 9: Beispiel einer Monoschlittenprothese (BLÄSIUS, 1995, 86)
Das Rotationsknie oder ungekoppelte Achsknie
Das Rotationsknie weist eine stärkere Stabilisierung auf als die Schlittenprothese. Dabei trägt die femorale Komponente seitliche Kufen zur Abstützung auf den Kondylen und zur Artikulation mit den tibialen Plateaus. Im Rotationsknie, auch ungekoppeltes Achsknie genannt, vereinigt sich ein Gelenk, welches für Beugung und Streckung verantwortlich ist, mit einem Zapfen auf der tibialen Seite. Somit sind zwar auch Rotationsbewegungen im Kniegelenk möglich, aber die Freiheitsgrade der Bewegungen bleiben doch eindeutig hinter denen der Schlittenprothese zurück. Sowohl die femorale als auch die tibiale Komponente besitzen eine zusätzliche Stabverankerung, die in das Knochenmaterial eingelassen wird (vgl. NIEDER, 1991, 171-172). Das Rotationsknie „kann unter funktionellen Gesichtspunkten als stark stabilisierter Oberflächenersatz definiert werden, denn die Kufen und Plateaus partizipieren, wenn auch in eingeschränktem Maße, an den mechanischen Funktionen. Das Stabilisierungselement ist das T-förmige Gelenk im intrakondylären Kasten. Es schränkt die Beweglichkeit auf die monozentrische Beugung und tibiale Rotation ein, übernimmt weit-gehend die Aufgabe der durch Erkrankung oder Release funktions-untüchtig gewordenen Bänder und es kooperiert mit den standardisiert ersetzten Oberflächen und den verbleibenden Weichteilstrukturen in der Steuerung des Bewegungsablaufs und der Übertragung der Lasten. Das Rotationsknie verträgt stärkere Schwächung der Stabilisatoren. Das nach Implantation verbliebene, narbige Kapselseitenbandregenerat und die aktiven Stabilisatoren sollten allerdings den innigen und bezüglich der tibialen Rotation neutralen Kontakt beider Komponenten garantieren, die tibiale Rotation vor der Limitierung durch die prothetische Konstruktion bremsen und die Streckung vor dem Anschlag in der Prothese federnd hemmen, denn Luxation oder Subluxation im Zapfengelenk, Rotations-fehlstellung oder rotatorische Instabilität sowie ungebremste Über-streckung, bergen das Risiko von Dysfunktion und Materialüberlastung. Da im Vergleich zur Schlittenprothese vermehrt Lasten über das Implantat übertragen werden, bedarf diese Prothese vergrößerter Verankerungselemente, der Stiele“ (NIEDER, 1991, 176-177).
Auch bei dem Rotationsknie lassen sich mehrere Angebote verschiedener Hersteller finden, wie die Modelle GSB (Allopro AG) oder Endo (Waldemar Link GmbH).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 10: Beispiel für ein Rotationsknie (BLÄSIUS, 1991, 98)
Die Scharnierprothese oder das gekoppelte Achsknie
Die Scharnierprothese ist die maximal stabilisierte Totalendo-prothesenform. Sie gleicht in ihrer äußeren Form und Bauweise dem Rotationsknie „jedoch statt des tibialen Zapfens erhebt sich ein Steg mit einer quer dazu fixierbaren Achse“ (NIEDER, 1991, 173). „Die Scharnierprothese ist ein Totalersatz. Der Koppelungsmechanismus ist allein verantwortlich für die Übertragung aller Lasten, die Steuerung des Bewegungsablaufs, die monozentrische Beugung. Deshalb ist, bis auf die für die Beugung zuständigen Muskeln, die Qualität der übrigen Weichteilstrukturen ohne wesentlich Bedeutung und das Scharnier dient daher der Versorgung schwerster Veränderungen. Da bei dieser maximal stabilisierten Prothese alle Lasten durch die prothetische Konstruktion übertragen werden, sind große Verankerungselemente unverzichtbar“ (ebd., 177).
Abbildung in dieser Leseprobe nicht enthalten
Abb. 11: Beispiel für ein Scharniergelenk (BLÄSIUS, 1991, 102)
Die Scharnierprothese arbeitet demnach funktionell auch nur in zwei Bewegungsrichtungen mit Beugung und Streckung um die quer-verlaufende Achse. Tibiale Rotationen entfallen bei dieser Prothesenform.
Ebenso wie die zuvor beschriebenen Formen, ist auch die Scharnierprothese in mehren Modellen erhältlich, wie z.B. Endo und St. Georg (Waldemar Link GmbH).
Neben diesen Totalendoprothesen existieren auch noch die Teilendoprothesen. Sie sind vergleichbar mit den Monoschlitten-prothesen, werden allerdings immer nur auf einer Seite des Gelenkes eingesetzt. So wird entweder die femorale oder die tibiale Komponente ersetzt.
Darüber hinaus soll schließlich noch erwähnt sein, daß das Modularitätsprinzip in den letzten Jahren immer weiter entwickelt wurde. Dies ist vergleichbar mit einem Baukastenmodell, in dem verschiedene Modellgrößen untereinander kombiniert werden können, wo hingegen früher nur Einheitsgrößen existierten (vgl. GRÜNER, 1995).
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- Arbeit zitieren
- Dipl.-Sportlehrer Christian Kunert (Autor:in), 1999, Kraftentwicklung nach Knieprothesen-Operationen, München, GRIN Verlag, https://www.grin.com/document/78522
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