Primärverankerung unterschiedlicher Schaftsysteme im experimentellen Vergleich M. Thomsen, C. Lee

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1 63 Primärverankerung unterschiedlicher Schaftsysteme im experimentellen Vergleich M. Thomsen, C. Lee Der Erfolg eines Prothesenschaftes ist abhängig von seinem Design und seiner Verankerungsweise (Aldinger et al. 2003, Ducheyne et al. 1977, Engh et al. 1992, Fischer et al. 1992, Schenk und Wehrli 1989, Whiteside und Easley 1989). Beim Zementieren eines Prothesenschaftes wird der Raum zwischen Prothese und der Innenfläche des Knochens komplett ausgefüllt so entsteht Formund Kraftschluss. Dennoch lassen sich, wenn auch gering, Mikrobewegung und Nachsinken des Schaftes an der Grenzfläche vom Schaft zum Zement nachweisen (Alfaro-Arian et al. 1999, Kärrholm et al. 2002). Die Fixierung zementfrei eingebrachter Prothesenschäfte wird meist durch das Einpressen in das aufgeraspelte Knochenbett erreicht. Nicht immer entspricht die Raspelgeometrie hundertprozentig der Prothesengeometrie, bzw. manchmal wird mit der Raspel mehr Spongiosa entfernt. Da zunächst die Kraftübertragung meist punktuell durch Klemmung erfolgt, spricht man bei ihrer Primärstabilität meistens von einem Kraftschluss. Ist diese hinreichend gut, so kann durch das Heranwachsen von Knochen an die Prothesenoberfläche sekundär ein Formschluss erreicht werden (Sekundärstabilität). Selten wird auch direkt ein Formschluss erreicht. Das Ausmaß der Mikrobewegung an der Implantat- Knochen-Grenzfläche, d. h. der Schlupf zwischen Schaft und Knochen, beschreibt quantitativ die Verankerungsstabilität. Dabei ist gerade die primäre Rotationsstabilität ein wichtiger Prognosefaktor für die erfolgreiche Osseointegration und Funktion eines Prothesenschaftes (Gebauer et al. 1989, Hua und Walker 1994, Sugiyama et al. 1992, Vanderby et al. 1992, Whiteside und Easley 1989). Bekannt ist aber auch, dass Prothesenschäfte sehr großen, axialen Torsionsbelastungen ausgesetzt werden. Diese treten beispielsweise beim normalen Gehen, Treppensteigen und Aufstehen aus dem Sitz auf (Bergmann et al. 1993, Davy et al. 1976, Mjörberg et al. 1984). Das Labor für Biomechanik und Implantatforschung der Orthopädischen Universitätsklinik Heidelberg untersucht seit Jahren mit einem standardisierten Verfahren die primäre (Rotations-)Stabilität verschiedener Prothesentypen. Dies ist mit der 6 DOF (degree-of-freedom = Freiheitsgrade) Messeinheit Typ Heidelberg-Göttingen möglich. Durch die komplexe Auflösung der räumlichen Bewegung einzelner Anteile mit hoher Präzision konnte die Verankerungscharakteristik (und räumliche Verformung) weit über 50 verschiedener zementfreier Prothesendesigns bestimmt werden (Görtz et al. 2002, Nägerl et al. 1996, Thomsen 2004, Thomsen et al. 2002). Nach einer Methodenbeschreibung werden die Messergebnisse und die Verankerungsart von ausgewählten Prothesen aus diesem Buch präsentiert. Experimentelle Messung von Schaftbewegung Die komplexe Messung räumlicher Bewegung wird meist vereinfacht. In den meisten anderen Studien (Callaghan et al. 1992, Gebauer et al. 1989, Hua und Walker 1994, Sugiyama et al. 1992, Vanderby et al. 1992) wurde die Mikrobewegung zementfrei eingebrachter Prothesen in eine Richtung an maximal zwei Stellen der Prothese gemessen. Gilbert et al. (1992) berichteten über die räumliche Bewegung einer Prothese. Da jedoch der Schaft zu sehr vereinfacht als starrer Körper betrachtet wurde, konnte dessen Verbiegung und Verdrehung nicht erfasst werden. Schneider et al. (1989) verwendeten einen Messaufbau mit vier Freiheitsgraden und bestimmten daher auch keine echte räumliche Bewegung. Der Aufbau von Dürselen et al. (1991) berücksichtigte sechs Freiheitsgrade. Die Auflösung von 20 µm ist für unsere Fragestellung jedoch nicht ausreichend. Keine dieser Studien untersuchte spezifisch den Aspekt der Rotationsbelastung, welche sehr effektiv Mikrobewegungen erzeugen kann. Unsere Methode hat drei Hauptmerkmale: Alle Versuche inklusive Implantation werden unter gleichen Bedingungen nach einem etablierten Protokoll durchgeführt Rückwirkungsfreie Applikation reiner Drehmomente Hochauflösende Messung der kompletten räumlichen Bewegung von Schaft und Knochen an definierten Stellen

2 64 M. Thomsen, C. Lee Das standardisierte experimentelle Protokoll Das standardisierte Protokoll für die Messung beginnt mit der Implantation. Um eine dauerhafte Vergleichbarkeit zu gewährleisten, wird ein hochqualitativer, synthetischer Femur verwendet (Composite Bone 2nd Generation (#3106), Sawbones Europe AB, Malmö, Schweden) (Cristofolini et al. 1996). Es ist bezüglich der mechanischen Eigenschaften und Dimensionen des menschlichen Femurs optimiert. Kortikale Strukturen werden durch laminierte Faserzüge verbunden mit Epoxidharz nachgebildet und die Spongiosa wird durch Polyurethanschaum simuliert. Ebenfalls für die Vergleichbarkeit erfolgen alle Planungen und Implantationen vom selben Operateur zusammen mit einem Autor der Prothese oder designiertem Vertreter der Herstellerfirma. Die Femora werden knapp unter der Trochanterspitze osteotomiert, um einen kortikalen Kontakt der spongiös verankerten Prothesen zu vermeiden. Nach dem Aufraspeln der Femora werden sie parallel zum Drehmomentenvektor, der während des Experiments appliziert wird, ausgerichtet und über die Kondylen fest eingebettet. Mit Hilfe einer Materialprüfmaschine (Frank-Universalprüfmaschine 81816/B, Karl Frank GmbH, Weinheim-Birkenau) werden die zementfreien Prothesen in zwei Stufen mit 25 Zyklen von 2000N und 25 Zyklen von 4000N Wechsellast schrittweise in den Kunstfemur eingepresst. Das sind 500N mehr, als typischerweise mit einem Metallhammer während einer Operation aufgebracht werden (Schmidbauer et al. 1993), entspricht aber einer Last, die alltäglich bei normaler Belastung erreicht werden kann (Callaghan et al. 1992). Messung der räumlichen Bewegung Ein axiales Drehmoment verdreht den Prothesenschaft und den Knochen und erzeugt eine Relativbewegung zwischen ihnen. Um diese relative Mikrobewegung und Verformung zu erfassen, muss die Messung an mehr als einer Stelle eines jeden Objekts erfolgen. Der Trochanter minor dient als Bezugssystem. Messungen werden an mindestens fünf verschiedenen Stellen durchgeführt, zwei davon in der Prothese (#1: Schulter, #2: Schaftspitze) und die übrigen drei im Knochen (#3: 2 cm oder 8 cm distal des Trochanter minor, #4: in Höhe von #2, #5: 20 cm distal des Trochanter minor). Bei Bedarf wird ein weiterer Messpunkt an der Prothese ergänzt. Um die räumliche Bewegung einer bestimmten Stelle messen zu können, muss ein Würfel (Kantenlänge: Abb. 1 Die 6-DOF Messeinheit Typ Heidelberg-Göttingen (DOF = Freiheitsgrade). Sechs lineare, hochauflösende Induktivtaster in in einer drei (S1, S2, S3) zwei (S4, S5) eins (S6) Anordnung erfassen die räumliche Bewegung eines Würfels. In dieser Ansicht war der Würfel fest mit Position #3 verbunden (8 cm distal des Trochanter minor). 3,1 cm) über eine Metallstange fest mit der Stelle verbunden werden. Um an die Schaftspitze zu gelangen, wird ein Fenster mit etwas größerem Durchmesser als die Metallstange in den Knochen gebohrt. Die Position des Würfels wird mit sechs Induktivtaster gemessen (LVDT #1300, Fa. Mahr, Göttingen), welche wiederum in fester Verbindung zum Trochanter minor stehen. Diese so genannte Drei-Zwei-Eins- Anordnung, Abb.1, ermöglicht die Erfassung räumlicher Bewegung (Translation und Rotation) der gemessenen Stelle relativ zum Trochanter minor als Funktion des applizierten axialen Drehmoments Tz(t). Verankerungstypen Die Messungen zeigen quantitative Unterschiede im Verankerungsverhalten verschiedener Prothesentypen. Qualitativ hat sich bewährt, die Prothesen in vier Gruppen/Verankerungstypen [Görtz et al. 2002] einzuteilen: Proximale Verankerung Proximale 2/3 Verankerung Totale Verankerung Distale Verankerung

3 Primärverankerung unterschiedlicher Schaftsysteme im experimentellen Vergleich 65 Auch wenn sich nicht alle Prothesen in dieses Schema pressen lassen, sondern die Übergänge fließend sind, so soll dies hier der Einfachheit halber geschehen. die Werten von zementierten Prothesen gleich kommt (Thomsen und Lee 2005). Aufgrund der hohen Kongruenz von geraspeltem Implantatlager und Prothese könnte man schon primär von einem Proximale Verankerung Das G2 Hüftschaftsystem steht sowohl als zementfreie als auch als zementiert verankerte Prothese zur Verfügung, wobei ein Instrumentenset für beide Techniken geeignet ist. Der unzementierte Schaft hat tiefe, longitudinale Finnen und eine strukturierte Oberfläche, um sofortige und langfristige Stabilität zu erreichen. Durch die Keilform in Längs- und a.p.- Richtung werden eine proximale Lastübertragung und eine hohe Rotationsstabilität angestrebt. Dies bestätigt sich in der graphischen Darstellung des Messergebnisses in Abb. 2. Die vertikale Achse zeigt die Rotationsstabilität in Milligrad pro Newtonmeter [mdeg/ Nm]. Die horizontale Achse gibt an, in welcher Höhe vom Trochanter minor die Messung erfolgt ist. Schön zeigen sich das Auseinandergehen der Linien vom Trochanter minor (0 cm) nach distal (-11,5 cm) und damit eine Zunahme der Relativbewegung von proximal nach distal. Die Verbindungslinien weisen Messpunkt #1 und #2 als zum Stamm gehörig aus, während Messpunkte #3, #4 and #5 im Knochen liegen. Ebenfalls klassisch proximal verankert zeigt sich die ABG (Abb. 3). Betrachtet man das geringere Bewegungsausmaß in Höhe des Trochanter minor (x = 0), so verankert sich diese Prothese noch etwas fester. Abb. 3 ABG: Proximales Verankerungsmuster. Die CT3D ist ebenfalls eine proximal verankerte Prothese (Abb. 4). Sie wird jedoch zusammen mit den passenden Raspeln anhand einer vorherigen CT Bildgebung individuell für den einzelnen Femur angefertigt. Daher erklärt sich die hohe Primärstabilität, Abb. 4 CT3D: Proximales Verankerungsmuster. Abb. 2 G2: Proximales Verankerungsmuster. Die Mikrobewegung zwischen Schaft und Knochen wird graphisch dargestellt. Die Ordinate zeigt die Torsion in Milligrad/ Newtonmeter. Die Abszisse weist die Messwerte den Messpositionen in Entfernung vom Trochanter minor zu. Abb. 5 Proxilock: Proximales Verankerungsmuster.

4 66 M. Thomsen, C. Lee Abb. 6 CUT: Proximales Verankerungsmuster. Abb. 8 CLS: Proximal 2/ 3 Verankerungsmuster. Abb. 7 Mayo: Proximales Verankerungsmuster. Abb. 9 PPF: Proximal 2/ 3 Verankerungsmuster. Formschluss sprechen. Ein weiterer, proximal verankerter Prothesentyp ist die Proxilock (Abb. 5). Eine kurzstiel-/ schenkelhalserhaltende Prothese, die proximal verankert ist, ist die CUT (Abb. 6). Diese kurze Prothese wird über den erhaltenen Schenkelhals eingebracht. Ebenfalls noch als proximal verankert zu betrachten ist die Mayo Prothese (Abb. 7). Proximal 2/3 Verankerung Abb. 10 Metha: Proximal 2/ 3 Verankerungsmuster. Der CLS Prothesenschaft wurde als dreidimensionaler Keil für die Pressfit-Implantation konzipiert. Er ist in der frontalen, sagittalen und transversalen Ebene keilförmig. Der distale Teil ist so klein, dass er den intramedullären Kanal in der proximalen Diaphyse nicht ausfüllen kann. Es wird berichtet, dass die vier Rippen am proximalen Teil des Schaftes die Rotationsbewegung minimieren (Blaha et al. 1991). Dieser Schaft wird seit 1984 in der Klinik der Autoren verwendet (Aldinger et al. 2003). Bei der In-vitro-Messung zeigt sich eine sogenannte proximal 2/ 3 Verankerung, d. h. der Bereich der Verankerung stellt sich größer und damit etwas weiter distal dar (Abb. 8). Diese Art der Verankerung ist mit der Beobachtung konform, dass klinisch der geringste Verlust an Kno-

5 Primärverankerung unterschiedlicher Schaftsysteme im experimentellen Vergleich 67 chendichte in der Gruen Zone 5 gesehen wird. Ein weiterer Vertreter dieser Gruppe ist der PPF mit, bei Betrachtung der Rotation in Höhe des Trochanter minor, sehr guter Primärstabilität (Abb. 9). Eine proximal 2/ 3 verankerte Kurzschaftprothese ist die Metha Prothese (Abb. 10), welche im Bereich des Konus modular aufgebaut ist. Totale Verankerung Die Standard Range of Motion (S-ROM) Prothese besteht in der Femurkomponente aus einem modularen, unzementierten Schaft. Die Operationstechnik beinhaltet das Raspeln in drei Abschnitten: Distal eine zylindrische Raspel, um den Querschnitt der distalen Prothese herauszuarbeiten, proximal eine konische Raspelung und Platzierung des charakteristischen, modularen, metaphysären Sleeves. Die distale Schlitzung des zirkulären Schaftes soll die Biegesteifigkeit vermindern. Bei den experimentellen Messungen zeigt die S-ROM (Abb. 11) Prothese den totalen Verankerungstyp. Über ihre Länge behält sie einen engen Kontakt zum Knochen, #1 = 5,0 m / Nm, #2-4 = 6,5 m s/ Nm, und entsprechend erfahren Schaft und Knochen über denselben Bereichen eine ähnlich starke Verdrehung. Diese Ergebnisse sind konform zur Publikation von Ohl et al. (1993) über die Rotationsstabilität der S-ROM. Anzumerken ist die gemessene Mikrobewegung zwischen dem proximalen Sleeve und dem Schaft. Sie würde einen Erklärungsansatz für die von Bobyn et al. (1993) gefundenen Veränderungen der Oberfläche und den Abrieb geben. Die etwas weniger fest, aber immer noch sehr gut verankerte BiContact-Prothese total (Abb. 12) und auch der etwas kürzere Wagnerkonus (Abb. 13) können zu dieser Gruppe gezählt werden. Abb. 12 BiContact: Totales Verankerungsmuster. Abb. 13 Wagnerkonus: Totales Verankerungsmuster. Distale Verankerung Abb. 11 S-ROM: Totales Verankerungsmuster. Bemerkenswert ist die größere Mikrobewegung zwischen Sleeve und Schaft als zwischen Sleeve und Knochen. Das Konzept des Alloclassic Prothesenschafts (früher Zweymüller-Schaft) sieht eine distale Verankerung vor. Bei der Implantation wurde die Größe 7 gewählt, um distal einen festen, kortikalen Pressfit zu erreichen. Die Raspeln legten distal die Kortikalis frei. Die Messergebnisse (Abb. 14) zeigen eine sehr straffe, distale Verankerung: #2-4 = 3,0 m / Nm. Zur distalen Verankerung passt weiterhin eine nur minimale Verwindung des Knochens, proximal gemessen zwischen Trochanter minor (Referenz) und Messposition #3: #3 4,0 m / Nm, die dafür proximal eine große Relativbewegung zwischen Prothese und Knochen haben. Berücksichtigt man die Werte von Bergmann et al. (1993) von 35 Nm, so muss davon ausgegangen werden, dass im proximalen Bereich der Prothese transversale Verschiebungen von #1 = 140 µm

6 68 M. Thomsen, Ch. Lee zwischen Schaft und Prothese auftreten können. Dieser Wert wäre im klinisch relevanten Bereich. Da der Prothesenschaft distal fixiert wird, ist die proximale Beweglichkeit das Resultat einer Verdrehung dieses metallischen Schaftes. Also legen diese Messergebnisse nahe, dass eine distal kortikal fixierte Alloclassic Prothese im proximalen Drittel einen Saum bilden kann, ohne tatsächlich ihren Halt im Knochen zu verlieren. Diese Hypothese wurde klinisch durch die Arbeit von Dohle et al. (2001) bestätigt, der radiologisch Kortikalishypertrophie und Verdichtung der Trabekelstrukturen im Bereich des distalen Schaftes festgestellt hatte, während in Gruen Zone 1 und 7 oft die Strahlentransparenz zunahm. In einigen Fällen reichte sie bis Gruen Zone 2 und 6, ohne dass klinisch die Funktion dieser Prothesen beeinträchtigt gewesen wäre. Weniger ausgeprägt, aber ebenfalls distal verankert ist das Design der C.F.P. Prothese (Abb. 15). Diskussion Zementfrei eingebrachte Hüftendoprothesenschäfte verankern sich in der Regel durch Kraftschluss. Sie verkeilen sich im Knochen und die mechanische Verbindung erfolgt auf mikroskopischer Ebene in bestimmten Bereichen aufgrund von Rauigkeiten in der Grenzfläche. Abhängig vom Design der Prothese ergeben sich damit Unterschiede in der Übertragung von Drehmomenten. Die vier verschiedenen Verankerungstypen von proximal bis distal wurden durch Beispielprothesen aus diesem Buch illustriert und spiegeln sich meist in den klinischen Ergebnissen bzw. Röntgenbildveränderungen wider. Die Ergebnisse zeigen die unterschiedlichen Reaktionen auf Rotationsbelastungen und helfen klinische und radiologische Befunde anhand von konstruktiven Merkmalen zu erklären. Angewandt auf neue Prothesendesigns können solche Messungen in-vitro das Verhalten von Prothesen im implantierten Zustand beschreiben und Hinweise auf das spätere klinische Verhalten geben, was von vielen Herstellern genutzt wird. Literatur Aldinger PR, Breusch SJ, Lukoschek M, Mau H, Ewerbeck V, Thomsen M Year Follow-up of the Cementless Spotorno Stem. J Bone Joint Surg Br Mar2003; 85(2): Abb. 14 Alloclassic: Distales Verankerungsmuster. Alfaro-Adrian J, Gill HS, Marks B, Murray DW. Cement migration after THR: A comparison of Charnley Elite and Exeter femoral stems using RSA. J Bone Joint Surg Br 1999; 81(1): Bergmann G, Graichen F, Rohlmann A. Hip loading during walking and running measured in two patients. J Biomech 1993; 26: Blaha JD, Spotorno L, Romagnoli S. CLS press-fit total hip arthroplasty. Techniques Orthop 1991; 6: Bobyn JD, Dujovne AR, Krygier JJ, Young DL. Surface Analysis of the Taper Junctions of Retrieved and in Vitro Tested Modular Hip Prostheses. In: Morrey BF (Hrsg.). Biological, Material and Mechanical Considerations of Joint Replacement. New York: Raven Press Ltd.,1993 Abb. 15 C.F.P.: Distales Verankerungsmuster. Cristofolini L, Viceconti M, Cappello A, Toni A. Mechanical validation of whole bone composite femur models. J Biomech 1996; 29:

7 Primärverankerung unterschiedlicher Schaftsysteme im experimentellen Vergleich 69 Callaghan JJ, Fulghum CS, Glisson RR, Stranne SK. The Effect of Femoral Stem Geometry on Interface Motion in Uncemented Porous-Coated Total Hip Prostheses. J Bone Joint Surg Am 1992; 74(6): Davy DT, Kotzar GM, Brown RH. Telemetric force measurement across the hip after total hip arthroplasty. J Bone Joint Surg 1976; 58A: Dohle J, Becker W, Braun M. Radiological analysis of osseointegration after implantation of the Zweymuller-Alloclassic total hip system. Z Orthop 2001; 139: Ducheyne P, De Meester P, Aernoudt E. Influence of a functional dynamic loading on bone ingrowth into surface pores of orthopedic implants. J Biomed Mater Res 1977; 11(6): Dürselen L, Claes L, Wilke HJ. Non-contact measurement of small translations and rotations in all degrees of freedom. Biomed Tech 1991; 36: Engh CA, O'Connor D, Jasty M, McGovern TF, Bobyn JD, Harris WH. Quantification of implant micromotion, strain shielding, and bone resorption with porous-coated anatomic locking femoral prostheses. Clin Orthop 1992; 285: Fischer KJ, Carter DR, Maloney WJ. In vitro study of initial stability of a conical collared femoral component. J Arthroplasty 1992; 7: Gebauer D, Refior HJ, Haake M. Micromotions in the primary fixation of cementless femoral stem prostheses. Arch Orthop Trauma Surg 1989; 108: Gilbert JL, Bloomfield RS, Lautenschläger EP, Wixson RL. A computer-based biomechanical analysis of three-dimensional motion of cementless hip prosthesis. J Biomech 1992; 25: Görtz W, Nägerl UV, Nägerl H, Thomsen M. Spartial micromovements of uncemented femoral components after torsional loads J Biomech Eng (ASME) 2002; 124: Hua J, Walker PS. Relative Motion of Hip Stems under Load. An in Vitro Study of Symmetrical, Asymmetrical, and Custom Asymmetrical Designs. J Bone Joint Surg 1994; 76-A: Kärrholm J, Nivbrant B, Thanner J, Anderberg C, Börlin N, Herberts P, Malchau H. Radiostereometric Evaluation of Hip Implant Design and Surface Finish. Scientific Exhibition presented at the 67th Annual Meeting of the American Academy of Orthopaedic Surgeons, March 15-19, 2002, Orlando, USA. Mjörberg B, Hansson LI, Selvik G. Instability of total hip prostheses at rotational stress. Acta Orthop Scand 1984; 55: Nägerl H, Kubein-Meesenburg D, Schäfer W, Cotta H, Thomsen M, Strachwitz B, Fanghänel J. Measuring spatial micro-movement of the femur shaft of endoprostheses in relation to the spatial force system. Z Orthop 1996; 134: Ohl MD, Whiteside LA, McCarthy DS, White SE. Torsional fixation of a modular femoral hip component. Clin Orthop 1993; 287: Schmidbauer U, Brendel T, Kunze KG, Nietert M, Ecke H. Dynamic force measurement in implantation of total endoprostheses of the hip joint. Unfallchirurgie 1993; 19: Schneider E, Eulenberger J, Steiner W, Wyder D, Friedman RJ, Perren SM. Experimental method for the in vitro testing of the initial stability of cementless hip prostheses. J Biomech 1989; 22: Sugiyama H, Whiteside LA, Engh CA. Torsional fixation of the femoral component in total hip arthroplasty: The effect of surgical press-fit technique. Clin Orthop 1992; 275: Schenk RK, Wehrli U. Zur Reaktion des Knochens auf eine zementfreie SL-Femur-revisionsprothese. Orthopäde 1989; 18: Thomsen M. Robotically Milled Bone Cavities in Comparison with Hand-Broaching in Total Hip Replacement. In: Stiehl JB, Konermann WH, Haaker RGA (Hrsg.). Navigation and Robotics in Total Joint and Spine Surgery. Berlin: Springer, 2004 Thomsen M, Breusch SJ, Aldinger P, Görtz W, Lahmer A, Honl M, Birke A, Nägerl H. Robotically milled bone cavities. A comparison with hand broaching in different types of cementless hip stems Acta Orth Scand 2002; 73 (4): Thomsen M, Lee C. Implant Choice: In-vitro Rotational Stability of Cemented Stem Designs. In: Breusch SJ, Malchau H (Hrsg.). The Well-Cemented Total Hip Arthroplasty. Heidelberg: Springer, 2005 Vanderby Jr R, Manley PA, Kohles SS, McBeath AA. Fixation stability of femoral components in a canine hip replacement model. J Orthop Res 1992; 10: Whiteside LA, Easley JC. The effect of collar and distal stem fixation on micromotion of the femoral stem in uncemented total hip arthroplasty. Clin Orthop 1989; 239: