Bestimmung der Hüftkraftrichtung aus Bruchflächen von Hüftgelenksprothesen

Seite 2/3

Das Pauwels-Modell

Das Becken wird als leicht abgewinkelte „Wippe” gedacht, die sich auf dem Hüftgelenk dreht. Am längeren Hebel zieht als Last das Körpergewicht (K), das als Körpergesamtgewicht (G) abzüglich Standbein verstanden wird (K ≈ 0,8 G). Am nur ein Drittel so langen „Kraftarm” sorgen die Abduktoren (M) für Gleichgewicht, wozu sie das Dreifache des Körpergewichts aufbringen müssen (Kraft * Kraftarm = Last * Lastarm). Die Resultierende (R) aus beiden Kräften, im weiteren von uns als Hüftkraft bezeichnet, lässt sich graphisch über das Kräftedreieck bestimmen (Abb. 1, oben). Es ergibt sich das etwa 3,5fache des Körpergewichts.

Beanspruchung des Hüftgelenks beim Gehen während einer Standbeinphase
Abbildung 2:
Beanspruchung des Hüftgelenks beim Gehen während einer Standbeinphase: Maximum beim Auftreten und Abstoßen, dazwischen ein Minimum bei Phase 17

Da die Abduktoren schräg ziehen, hier knapp 30° zur Femurachse, stellt sich auch für die Hüftkraft eine gewisse Schrägstellung ein. Die Abduktoren sind jedoch nicht in der Lage, die Hüftkraft in die Achse des Schenkelhalses hineinzusteuern, so dass dieser (nach vorliegendem Modell) nicht auf reinen Druck, sondern auf Biegung beansprucht wird.
Einwände können grundsätzlich in der Hinsicht geltend gemacht werden, dass eine Bewegungssituation als Ruhefall betrachtet wird. Wie von Pauwels (1965) selbst gezeigt wurde (Abb. 2), hat das Hüftgelenk in dieser Phase weniger als das Anderthalbfache des Körpergewichts zu tragen; die Hüftkraft ist ihrem Minimum nahe. Eine erste Hüftkraftspitze stellt sich beim Auftreten ein; sie fängt den weiteren Fall ab und leitet das Steigen ein. Nach EMC-Messungen von Sorbie und Zalter (1965) werden dabei folgende Muskeln aktiv (Abb. 3, die Hüftkraft ist als Kraftmoment angegeben):

Beanspruchung des Hüftgelenks beim Gehen während einer Standbeinphase
Abbildung 3:
Beziehung zwischen Beanspruchung und Muskelaktivität (Sorbie and Zalter 1966), Darstellung übernommen aus:
Endler, F. (1980). Von Interesse ist nur der Momentenverlauf in (a).
RHS: Auftritt der rechten Ferse (right heel stroke)
RTO: Rechter Fuß abgehoben (right toe off)
1 lbf * in (pound-force inch) = 0,13 Nm

Der zweiten Hüftkraftspitze, gegeben durch die Abdruckphase, lässt sich lediglich eine Aktivität des M. rectus femoris (RF in Abb. 3b) zuordnen. Dieser setzt als „Kniestrecker” ebenfalls am Becken an, und bekanntlich erfolgt das Sichabdrücken immer aus der Streckung des Kniegelenks heraus.
Der starke Abfall der Hüftkraft nach Beendigung der Steigphase lässt sich im Wesentlichen damit erklären, dass der Körper nun durch seine eigene Trägheit gegen seitliches Abkippen geschützt ist. Er stellt damit beim Gehen weniger ein Balancesystem, sondern mehr ein relativ stabiles Rotationssystem dar, in dem die jeweilige Standfläche als Drehpunkt dient. Deshalb ist Gehen letztlich weniger anstrengend als selbst zweibeiniges Stehen.
Von Bedeutung für das Kräftespiel im Hüftgelenk erscheint die Frage, ob die Muskulatur in der Lage ist, das Körpergewicht (K) optimal in das Femur einzuleiten, was heißen müsste: biegungsfrei.

Winkel der Hüftkraft zur Femurachse

In Abbildung 1 kann man für diesen Winkel 23° messen. Im Allgemeinen bezieht man sich jedoch, wie z. B. Ritter u. Mitarb. (1973) oder Röhrle u. Mitarb. (1977) auf 25°. Bei Dietschi (1978) kann man 30° messen, während Charnley (1979) von 20° ausgeht. Die Hersteller von Prothesen prüfen, soweit bekannt, bei einem Winkel von nur etwa 10° (Ungethüm 1980, Semlitsch u. Willert 1970). Endler (1980) ist der Meinung, dass die Hüftkraft innerhalb eines Standbeinzyklus pendelt, und zwar im Winkel von 8-32° zur Vertikalen bzw. (bei Beachtung der Femurneigung von 9° zur Vertikalen) von 17-41° zum Femur.

Methode und Material

Auskünfte über die tatsächlichen Kräfteverhältnisse hofften wir aus der Untersuchung von gebrochenen Prothesen zu erhalten, da die Bruchfläche allgemein Rückschlüsse auf die einwirkenden Kräfte erlaubt, was ausführlich von Pohl (1956) gezeigt wurde. Zur Begutachtung kamen 25 gebrochene Prothesen vom Typ „Müller”, die uns zum Teil auch von anderen Kliniken überlassen wurden. Gefertigt sind diese Prothesen aus austenitischem CrNiMo-Stahl. Im Gegensatz zu Prothesen aus CoCrMo-Guss (z. B. Vitallium), liefern Stahlimplantate ein klares Bruchbild (Hildebrandt u. Möser 1982, Möser 1983). Ursache ist, dass diese Implantate geschmiedet werden und somit sehr feinkörnig sind. Unter den gegebenen Bedingungen (Chloridlösung) orientiert sich der Ermüdungsriss zwar innerhalb der Körner an bestimmten Kristallebenen, wie es bei Kobaltlegierungen grundsätzlich erfolgt, auf Grund der Feinkörnigkeit kann der Riss aber leicht in die Normalspannungsebene zurückgeführt werden. Die Auswertung einer Bruchfläche kann nur im Zusammenhang mit der Lage der Bruchstelle am Bauteil erfolgen, außerdem sind dessen konstruktive Merkmale zu berücksichtigen.

Konstruktive Eigenheiten der Müller-Prothese

Es handelt sich um eine Krummschaft-Prothese (Abb. 4), die die Lage der Schaftachse nicht auf den ersten Blick erkennen lässt. Sie verläuft nach Aussagen der Hersteller bzw. Willert u. Mitarb. (1980) von der Schaftspitze zum lateralen Kragenrand. Die Prothese gehört zum 45°-Typ, womit der Winkel zwischen Kragen und Schaft gemeint ist. Da der Hals hier senkrecht auf dem Kragen steht, ergibt sich zwischen Hals und Schaft ein „CCD-Winkel” von 135°. Damit steht der Prothesenhals um 8° steiler als der natürliche mit etwa 127°. Die Prothese „valgisiert”; sie liegt mit ihrem Hals näher der von Pauwels vorgegebenen Kraftrichtung. Ältere Typen (McKee-Farrar, Thompson) gehören zur 30°-Gruppe mit einem entsprechenden CCD-Winkel von nur 120°. Ritter u. Mitarb. (1973) folgten streng Pauwels, indem sie einen Schaft/Kragen-Winkel von 65° vorschlugen. Der Kragen sollte damit senkrecht zur einfallenden Hüftkraft liegen und folglich das knöcherne Auflager gleichmäßig beanspruchen, während sich sonst eine Lastspitze am medialen Auflager ergeben müsste. Bei den Weller-Prothesen von Äsculap folgte man dieser Ansicht soweit, dass der Schaft/Kragen-Winkel von 40° auf 50° erhöht wurde und der CCD-Winkel von 135° auf 140° (Prospektangaben). Charnley (1979) ist dagegen auch bei den Prothesen der dritten Generation bei 130° als CCD-Winkel geblieben. Der senkrechte Abstand des Kopfmittelpunktes zur (verlängerten) Schaftachse, die Kröpfungsweite, beträgt bei Müller-Prothesen mit Normalhals etwa 35 mm, mit Kurzhals 30,5 mm und 40 mm bei langem Hals.

Müller-Prothese mit eingezeichneten Bezugslinien
Abbildung 4:
Müller-Prothese mit eingezeichneten Bezugslinien

weiter zu Seite 3/3

Zurück zu Seite 1
Zurück zur Biomechanik
Zurück zur Homepage