Hüftendoprothetik - Implantat

1
Hüftendoprothetik
Konstruktion, Klassifikation, Implantate, Ergebnisse
H. Effenberger
Die optimale Fixation orthopädischer Implantate im
Knochen ist die Voraussetzung für eine dauerhafte
Stabilität. Im Laufe der Entwicklung zeigte sich die
Verankerung von Implantaten als ein erhebliches
Problem. Bei der Umsetzung stellte sich heraus,
dass zwangsläufig auf die in der Technik bereits
bewährten Verbindungsarten
• Kleben (Knochenzement)
• Pressen (Kraft-, Reibschluss; Presssitz)
• Schrauben
dieser anatomischen Gegebenheit hat die Mehrheit
der zementierbaren Pfannentypen eine kugelförmige
Vollprofil-Außenform (Abb. 1a). Für weniger tiefe
Acetabula wird als Alternative die Flachprofilpfanne
verwendet (Abb. 1b).
Als wesentliches Merkmal einer optimalen Zementiertechnik gilt eine einheitlich dicke Zementschicht,
was intraoperativ nicht immer sicherzustellen ist.
zurückgegriffen werden musste. Die Reihenfolge der
in der Medizintechnik zur Anwendung kommenden
Verbindungsarten hing dabei wesentlich vom Stand
der Technik ab.
Dem eigentlichen Durchbruch der Implantation von
künstlichen Gelenken verhalf die Verwendung von
Knochenzement. Er ermöglicht die Überbrückung
von Inhomogenitäten zwischen der Innenform des
präparierten Knochens und der tatsächlichen Dimension des Implantates mit formschlüssiger Kraftübertragung. Da sich durch die ganzflächigen Auflagen an den Kontaktzonen eine optimale Kräfteverteilung ergibt, erweist sich der Knochenzement
als ideal.
a
Die aktuelle Versorgungssituation bei der primären
Hüftendoprothetik weist für Deutschland deutlich
mehr zementierte Implantate aus als für Österreich
(Tab. 1, Brodner und Raffelsberger 2004).
Tab. 1 Versorgungstechnik (primäre HTEP)
Deutschland1
12/03/07
Zementfrei
Zementiert
Hybrid
b
Österreich
50%
30%
20%
85%
15%
ZEMENTIERTE HÜFTPFANNEN
Die Einführung und die frühen Erfolge der “low friction arthroplasty” (LFA, Charnley 1979) stimulierten
die Entwicklung von Prothesen mit unterschiedlichem Design, die Erweiterung der Indikation und die
Operationsfrequenz.
Grundlage der Designgebung war die annähernd
hemisphärische Form des Acetabulums. Aufgrund
1
Einschätzung der Industrie, persönliche Mitteilung
c
Abb. 1 Konstruktionsmerkmale von PE-Pfannen.
Vollprofilpfanne (a), Flachprofilpfanne (b, c).
2
1993, Shelley et al. 1988, Breusch et al. 2000, Garellick et al. 2000). Früher verwendete metal-backed
Pfannen werden nicht mehr mit Knochenzement
fixiert. Die Materialstärke sollte bei Polyethylenpfannen mindestens 6 mm betragen (Bartel et al. 1986).
Bei der Pfannenversorgung in Deutschland werden
ca. 2/3 der Pfannen zementfrei eingesetzt, wobei
Pressfitpfannen gegenüber Schraubpfannen deutlich
überwiegen (Tab. 2).
Tab. 2 Pfannenversorgung in Deutschland2
Abb. 2 PE-Pfanne mit Randwall, Flanged-Cup
Deshalb werden oft an der Pfannenoberfläche
Abstandshalter (Abb. 1c) konstruktiv berücksichtigt.
Um die Verzahnung zwischen Zement und Pfanne zu
gewährleisten, werden an der Pfannenoberfläche
Vertiefungen angebracht. Radiale Nuten (Abb. 1c)
dienen der Rotationsstabilität, zirkuläre (Abb. 1a) der
Kippstabilität sowie der Zementkompression. Äquatorial überstehende Pfannenränder (Flange, Randwall) unterstützen ebenfalls die Zementverdichtung
(Abb. 2).
Da Polyethylenpfannen im Röntgenbild nur schlecht
darstellbar sind, werden radiale Metalldrähte in die
Pfannen eingelegt (Abb. 2) oder andere Metallmarker
an der Pfanne platziert.
Bei der zementierten Pfanne wird der spongiöse
Knochen durch Zementverzahnung so ausgesteift,
dass ein deformationsstabiles Knochen- und Implantatlager entsteht. Zement verhindert bzw. vermindert
dadurch das Eindringen von Abriebpartikeln und
Gelenksflüssigkeit in die Kontaktzonen.
Zementiertechnik
Die aktuelle Zementiertechnik an der Pfanne beinhaltet die Knorpelentfernung, die Präparation der
Sklerose an der Oberfläche, das Anbringen von mehreren Bohrlöchern im Pfannendach bzw. am Pfannenrand, die Spülung und Trocknung des Knochenlagers, die Vakuummischtechnik, das Einbringen des
Knochenzementes unter Druck, das Absenken des
Blutdruckes und eine Hämostase (Weber 1995,
Breusch et al. 2000, Morscher 2002, Ochsner 2002).
Eine zusätzliche Zementkompression wird durch die
Verwendung einer Pfanne mit Randwall erreicht (Lee
und Ring 1974, Krause et al. 1982, Hodgkinson et al.
2
Einschätzung der Industrie, persönliche Mitteilung
Polyethylenpfanne zementiert
Stützschalen mit PE-Pfanne
Pfannen zementfrei
Pressfitpfannen
Schraubpfannen
(Bipolar bzw. Großköpfe)
16%
3%
66%
75%
25%
14%
Hüftendoprothetik
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PRESSFIT- UND SCHRAUBPFANNEN
Die zementfreien Hüftpfannen sind in den deutschsprachigen Ländern ein entscheidender Faktor der
Hüftendoprothetik. Pressfit- und Schraubpfannen
wurden über drei Generationen zu den aktuellen
Implantaten entwickelt (Effenberger und Imhof 2002).
Um Zementprobleme zu vermeiden und eine biologische Fixation zu erreichen, wurden in den Siebzigerjahren zementfreie Pfannen der ersten Generation
(Lindenhof, Autophor, Lord, Endler) in zunehmendem
Maße implantiert. Diese Implantate hatten glatte
Keramik-, Cobalt-Chrom-Molybdän- und Polyethylenoberflächen. Seit der Verwendung des Reintitans und
der Titanlegierungen wurden Polyethylen und Keramik für die Schalenfertigung nicht mehr verwendet.
Die Implantate der zweiten Generation ab Mitte der
Achtzigerjahre hatten strukturierte Oberflächen. In
der dritten Generation kommen Einsätze aus Metall,
Keramik und Crosslinked-Polyethylen zum Einsatz.
Bei Monoblockpfannen (Abb. 5) sind Schale und
Einsatz fest miteinander verbunden und vormontiert.
Bei modularen Systemen werden die Pfannen funktionell in Schale und Einsatz getrennt (Abb. 6). Die
Keramik-, Metall- und PE-Einsätze werden durch
Konusklemmung bzw. Schnapplippen (Abb. 6b), Ringe
etc. fixiert. Bei der Direktverankerung (Abb. 6c, e)
haben die Keramik- und Metalleinsätze unmittelbaren
Kontakt, bei den Sandwichkonstruktionen (Abb. 6 b, f)
sind die Einsätze in Polyethylen gefasst.
a
b
Fixierung
Die wichtigsten Kriterien zur stabilen Fixierung von
zementfreien Pfannen sind
•
•
•
•
Verankerung
Stabilisatoren
Implantatform
Material und Oberfläche
Die stabile Verankerung von Pressfitpfannen im
Acetabulum stellt wegen der anatomischen Form
entsprechende Anforderungen.
Durch die konstruktive äquatoriale Überdimensionierung oder die Verwendung einer größeren Schale im
Vergleich zur Fräsung werden durch den Kraft-/Reibschluss (Witzel 1988) eine äquatoriale Klemmung
und die primäre Stabilität erreicht. Dafür ist auch eine
große Rauheit der Oberfläche wichtig. Sie verursacht
die gewünschten Reibkräfte, wobei diese in direktem
Zusammenhang mit der Überdimensionierung der
Schale stehen. Diese beiden Größen bestimmen im
Wesentlichen den Reibungskoeffizienten der Ober-
c
Abb. 5 Monoblockpfannen. Metall-Monoblock (a Marburg),
Polyethylen-Monoblock (b TMT, c Morscher Press-fit Cup)
fläche und dadurch die benötigte Einschlagkraft zum
Überwinden der Gleitreibung.
Die Unterfräsung bzw. die Überdimensionierung
nutzt die elastische Fähigkeit des Beckens, um die
Pfanne zu halten. Ein exakt hemisphärisches Design
mit einer Unterfräsung von 1-2 mm hat bereits ausgezeichnete Stabilität und vermeidet Komplikationen, wie unzureichenden Sitz oder Fraktur, die bei
einem Unterfräsen von 3-4 mm auftreten können.
Unter Belastung wird der Pressfit einer Pfanne dynamisch erhöht, wodurch das Implantat stärker umfasst wird (Morscher et al. 1997).
4
a
d
b
e
c
f
Abb. 6 Modulare Einsatzkonstruktionen. a Polyethylen (Variall), b Sandwich (PE - Keramik, Schraubpfanne nach Bösch),
c Vollkeramik (Plasmacup), d Sandwich (Metall - Keramik, Trident Arc2f), e Vollmetall (Hofer-Imhof), f Sandwich (PE-Metall,
Alloclassic Zweymüller CSF)
Da die Kraftübertragung in der Kompakta des Acetabulums stattfindet, eignet sich der äquatoriale Teil
der Halbkugel besonders gut zur Verankerung der
Schale. Die Untersuchung mit Druckmessfolien zeigt,
dass die Hauptübertragung der Kräfte in der Peripherie mit Konzentration der Belastung auf den iliakalen, pubischen und ischialen Pfeilern erfolgt (Widmer et al. 2002).
Damit die Implantate polseitig nicht anstehen, bevor
sie äquatorial verklemmen, wird die Schalenhöhe,
z. B. durch unterschiedliche Gestaltung des Radius,
gegenüber der Frästiefe reduziert, d. h. der Pol ist
abgeflacht (Abb. 7).
Bei Pressfitpfannen ist der formschlüssige Kontakt
am Rand eine Versiegelung gegen das Eindringen
von Abrieb, welcher zu Knochenresorption und
Lockerung führt. Die polseitige Lastübertragung wird
durch die Abflachung reduziert, ebenso die Gefahr
der Verkippung. Postoperativ stellt sich ein neues
Gleichgewicht von Knochenan- und -abbau in Bezug
auf das Implantat ein. Durch die Osseointegration bei
Titannetzen wird die Sekundärstabilität, hinsichtlich
Kipp- und Rotationsstabilität, wesentlich erhöht.
Die Verankerung der Schraubpfannen gewährleistet
durch das Verankerungsprinzip eine hohe primäre
Stabilität (Effenberger et al. 2003, Schwarz et al.
Hüftendoprothetik
5
Abb. 7 Abgeflachte Pressfitpfannenform durch unterschiedliche Radiengestaltung
2003). Das Eindrehverhalten und damit das Erreichen
der geplanten Implantatsposition werden entscheidend durch die Gewindegeometrie (Abb. 8)
bestimmt. Die verwendeten Gewindeformen sind
vielfältig. Die vielen Variablen eines Gewindes
erschweren das Differenzieren der einzelnen Faktoren (Effenberger und Imhof 2002).
Pfannenhöhe (mm)
Pfannenhöhe (mm)
Die äquatoriale Überdimensionierung und die Oberflächenrauheit können nur dann wirken, wenn das
aufgefräste Acetabulum dem gewünschten Durchmesser entspricht. Oft wird aus Gründen der Knochenbeschaffenheit mit ungleicher Härte, aus technischen Gründen oder bei Wechseloperationen eine zu
große, ovale oder unrunde Auffräsung erreicht. In
Pfannenhöhe (mm)
Radius (mm)
c
Pfannenhöhe (mm)
Radius (mm)
a
Radius (mm)
Radius (mm)
b
d
Abb. 8 Gewindegeometrie. a Sägengewinde, polseitig
flach, b Sägengewinde, äquatorseitig flach, c Flachgewinde, d Spitzgewinde
Abb. 9 Pressfitpfanne mit optionaler Schraubenfixierung
diesen Fällen ergibt sich eine ungenügende Vorspannung im äquatorialen Bereich.
Als zusätzliches Element zur Verbesserung der Stabilität der Schalen werden externe Stabilisatoren
verschiedenster Art verwendet. Bei Pressfitpfannen
existiert eine Vielzahl von Lösungen, um die durch
Druck, Kippung und Zug ausgelösten radialen und
axialen Pfannenbewegungen zu kompensieren.
Die am häufigsten angewendete Technik zur zusätzlichen Fixierung ist das Verwenden von Schrauben
(Abb. 9). Die Voraussetzung dazu sind Bohrungen in
der Schalenwand. Die meisten Primärpfannen besitzen in der Richtung der Belastungsachse 1 - 3 Bohrungen, damit die Schrauben nur mit Zug/Druck
belastet werden, da diese bei Verkippung der Pfanne
durch Instabilität und Impingement sowie dadurch
auftretende Scherkräfte oft versagen. Bei Reoperationspfannen werden meistens solche Pfannen mit
einer Vielzahl von Bohrungen eingesetzt, da sich die
Schraubenrichtung oft nach dem noch vorhandenen
Knochenmaterial richten muss. Da zentrale Polöffnungen und Bohrungen die Ausbreitung von Abrieb
ermöglichen, werden bei stabilen Verhältnissen
Schalen auch ohne Bohrungen verwendet.
Als Stabilisatoren werden auch Hohlzylinder, Spikes,
Stifte, Zapfen (Abb. 10) angewendet. Diese eignen
sich am besten, um die Kippstabilität zu sichern. In
der Regel werden sie mittels Bohrlehre ins Acetabulum vorgebohrt oder aber, bei nur geringer Länge,
direkt eingeschlagen. Eine andere Form von Stabilisatoren sind äquatornahe Ringe (Abb. 11) oder Pyramidenstrukturen, die indirekt ebenfalls eine Durchmesserzunahme darstellen und die Kippstabilität
unterstützen. Finnen (Abb. 12) eignen sich, ebenso
6
Gewinde der Schraubpfanne stellt einen Stabilisator
dar und weist einen Pressfit auf.
Das Ausmaß von Knochendefekten bei Wechseloperationen führte zu verschiedenen konstruktiven Lösungen. Bei der zementfreien Pressfit-Rekonstruktion werden hemisphärische Pressfit-Implantate mit
Bohrungen in den Schalen, die ein situatives Einbringen von Befestigungsschrauben ermöglichen, verankert.
Abb. 10 Spike und Zapfen als Kippstabilisatoren
Abb. 11 Ringe und Rippen als Kippstabilisatoren
Abb. 12 Finnen als Rotationsstabilisatoren
wie Zapfen, zur Unterstützung der Rotationsstabilität. Wird auf einen Pressfit verzichtet und die
“Exakt-fit-Technik” angewendet, ist die zusätzliche
Fixierung mit Nägeln (Marburg Pfanne) oder Zapfen
und Schrauben (RM Pfanne) erforderlich. Auch das
Die Position, die Form und Implantationstechnik
einer zusätzlichen Fixierung sowie die Anzahl der
Fixierungspunkte haben letztendlich Einfluss auf die
Stabilität und Festigkeit. Die Implantatsfixation mit
Schrauben wird bei In-vitro-Versuchen kontrovers
diskutiert. Dabei wird auf die höhere Primärstabilität
der mit Schrauben fixierten Pfannen verwiesen. Tierexperimentell zeigt sich zudem eine erhöhte Osseointegration im Schraubenbereich. Die zusätzliche
Fixierung mit Schrauben führt auch zu einem größeren Widerstand gegen Mikrobewegungen als die
alleinige Pfannenkomponente. Wenn die Pressfittechnik jedoch adäquat eingesetzt wird, besteht kein
zusätzlicher Nutzen von Schrauben. Kein Unterschied besteht in der initialen Stabilität zementfreier
Pfannen mit HA Beschichtung, ob diese mit oder
ohne Schrauben verwendet werden.
Ohne Schrauben kommt es durch Mikrobewegungen
zur Selbstpositionierung der Pfanne. Die Gelenkskraft wird dann über die Pfanne stabil durch drei
Lasteinleitungspfade in das Darmbein, Sitzbein und
Schambein geführt. Mit Schrauben kann sich eine
Drehachse, z. B. als gedachte Verbindungslinie zweier Schraubenköpfe, bilden, die eine unerwünschte
Kippbewegung der Pfanne unter der Einwirkung der
Gelenkskraft hervorruft, sofern sich ein wirksamer
Hebelarm zur Drehachse einstellt (Abb. 13). Schrauben-Fixierungen sind somit im dynamischen System
der Pfannenverankerung zusätzliche Stabilisierungspunkte, um die in ungünstigen Fällen Drehbewegungen und Kippbewegungen eintreten können. Ein Einwachsen wird dadurch verhindert. Pressfit-Implantate ohne Schrauben können hier Vorteile haben. Bei
inadäquater Primärstabilität und bei schlechter Knochenqualität sind Schrauben indiziert.
Die unterschiedlichen Acetabula (Effenberger et al.
2004) müssen mit den verfügbaren Implantaten versorgt werden können. Dabei sind auch die verschiedenen Knochenqualitäten zu berücksichtigten. Periphere und zentrale Arthroseformen mit unterschiedlicher Ausprägung erfordern ein differenziertes operatives Vorgehen. Die hemisphärische Implantatsform
(Abb. 14a, b) begründet ihre Existenz in der Tatsche,
dass ein Acetabulum annähernd dieser Form entspricht. Dies bedeutet wenig Knochenresektion und
Hüftendoprothetik
a
7
b
Abb. 13 Drehachse durch die beiden Schraubenpositionen (a). Blick in Richtung der Drehachse; mögliche Mikrobewegungen der Schale - Bewegungssausschlag übertrieben (b)
eine nach dem Auffräsen freie Wahl der Implantationsrichtung. Da zur Stabilisierung eine nicht hemisphärische Form vorteilhafter ist, führte dies zu
asphärischen, elliptischen, parabolen oder konischen Formen (Abb. 14c-f). Bei den Schraubpfannen
(Abb. 15) dominierte bisher die konische Form. Diese
weisen außen einen Konuswinkel von ca. 30º auf. Die
Entwicklungsperioden der Pfannen zeigen durch die
Polabflachung bzw. die Modifikationen der koni-
schen Form eine zunehmende Anpassung an die
anatomischen Verhältnisse (Abb. 15c-g).
Die Kippversuche mit Schraubpfannen weisen nach,
dass die konische Implantatsform durch ihre Geometrie ein höheres Kippmoment als die sphärische
Form hat (Effenberger et al. 2003, Schwarz et al. 2003).
Vergleichsweise werden diese hohen Kippmomente
bei analogen Versuchen mit Pressfitpfannen nicht erreicht.
a
b
Abb. 14 Pressfitpfannenformen. Hemisphärisch (a Harris-Galante I, b Trilogy)
8
c
e
d
f
e
f
Abb. 14 Pressfitpfannenformen. Sphärisch-abgeflacht (c Morscher Press-Fit cup, d MPF), elliptisch (e Duraloc), hemisphärisch, polseitig flach (f CL Metallsockel Kapuziner)
Hüftendoprothetik
9
a
e
b
f
c
d
Abb. 15 Schraubpfannenformen. Zylindrisch-sphärisch (a Typ V HA), konisch (b Alloclassic Zweymüller CSF), bikonisch
(c Bicon Plus), konisch, polseitig gerundet (d Variall)
10
e
e
f
f
g
g
Abb. 15 Schraubpfannenformen. Parabol (e Hofer-Imhof), sphärisch (f Zintra), hemisphärisch-abgeflacht (g Schraubring SC)
Die Implantatsform für Wechseloperationen entspricht entweder der bei Erstoperationen, oder die
Form kompensiert die Defekte. Für Acetabula mit
kranio-kaudalen Defekten sind längsovale Reoperationssysteme verfügbar (Abb. 16). Diese zusätzlich mit
Schrauben fixierten Implantate erlauben z. T. durch
unterschiedliche Einsätze eine Optimierung des
Rotationszentrums (Köster et al. 1998). Die bei Erstimplantation eingesetzten Schraubpfannen weden
bei ausreichender Knochensubstanz und entsprechendem Containment auch bei Revisionen verwendet. Bei Revisionen hat sich als Lösung, analog zu
Pressfitpfannen, das Anbringen einer Vielzahl von
Bohrungen in der Schale ergeben (Abb. 17).
Nach Defektauffüllung und zum Überbrücken von
Randdefekten sowie medialen Wanddefekten werden je nach Knochenzustand Implantate mit verschraubbaren Laschen (Abb. 18) und kaudalen
Haken (Hakenschale n. Ganz) eingesetzt. Diese werden zwischen der Tränenfigur und den oberen Pfannenanteilen verspannt. Der Haken dient hier auch als
Orientierungshilfe zur Rekonstruktion des Rotationszentrums.
Antiprotrusionsschalen werden im Ileum mittels
Schrauben und im Ischium mit einer Lasche fixiert
(Böhm und Banzhaf 1999). Für die Fixation der Polyethylenpfannen in diesen Schalen ist jedoch Kno-
Hüftendoprothetik
11
a
b
Abb. 16 Längsovale Revisionspfannen (a Bofor, b CL Metallsockel kranial aufgesockelt)
chenzement erforderlich. Die zementfreie Versorgung
großer Defekte erfordert modulare Systeme, wo
Schraubenzahl und Pfanneneingangsebene individuell gewählt werden können (Abb. 19). Spezielle
Implantate mit zentralem Zapfen (Sockelpfanne) werden im dorsalen Beckenknochen axial verankert
(Schoellner und Schoellner 2000). Prothesen, die
tragfähige Anteile des Ileums als Widerlager (Sattelprothese) benötigen, sind besonderen Fällen vorbehalten. Sonderanfertigungen sind zum Überbrücken
von großen Defekten des Beckens, z. B. der
Tumorchirurgie, notwendig.
Material und Oberfläche
Die meisten Schalen sind aus Reintitan-StangenMaterial hergestellt, einige Schalen werden aus der
vor allem für den Stiel verwendeten Titan-Legierung
Ti 6Al 4V gefertigt. Die Rauheit der Oberfläche ist
insbesondere für die sekundäre Stabilisierung durch
die Osseointegration mit direktem Zellverbund zur
Implantatsoberfläche von Bedeutung. Viele Implantatoberflächen sind korundgestrahlt (Abb. 15b-g).
Die dadurch erreichte Rauigkeit (Mittenrauheit Ra) ist
durchschnittlich 4-8 µm. HA-Beschichtungen ändern
die Oberflächenrauigkeit nur geringfügig (Abb. 15a).
Eine rauere Oberfläche wird durch die Titanplasmaspray-Beschichtung erreicht (Abb. 14d). Ebenso
können Titannetze (Abb. 14a-c), Titankugeln (Abb.
14e) oder Trabekelstrukturen (14f) aufgesintert,
gegossen oder mechanisch befestigt werden. Die
Porengröße reicht von ca. 100 µm bis ca. 1,5 mm, die
Porosität von ca. 40% - 80%. Um die Implantat-Knochen-Verbindung zu stimulieren, werden auf die
Schalen zusätzlich bioaktive Substanzen aufgebracht. Die Beschichtung mit Hydroxylapatit (HA,
Abb. 15a, 17b) kann die Fixation mit Verstärkung des
Wachstums zur Überbrückung von Spalten verbessern. HA beschichtete Pfannen erreichen frühzeitig
die Festigkeit von schraubenfixierten Pfannen. Die
Stabilität der Pfannen wird durch HA insgesamt
erhöht, die Säume vermindert. Das verstärkte Knocheneinwachsverhalten bestätigt die Eigenschaften
von HA. Der eigentliche Effekt von Hydroxylapatit
scheint in der Spaltbildungsheilung und im Versiegeln des Interface mit Verhinderung des Ausbreitens
von Abrieb zu sein.
Die im Plasmasprayverfahren aufgebrachte HASchicht hat eine Dicke bis ca. 200 µm, eine geringe-
12
a
b
Abb. 17 Schraubpfannen mit optionaler Schraubenfixierung (a Wagner, b Trident Arc 2f)
Hüftendoprothetik
13
Abb. 18 Pfanne mit kranialer Lasche (SL-2)
Abb. 19 Modulare Revisionspfanne (MRS)
re Löslichkeit und eine höhere Kristallinität. Demgegenüber haben elektrochemische Verfahren eine
Schichtdicke von ca. 20 µm, eine größere Löslichkeit, eine geringere Kristallinität und eine Resorption
innerhalb von wenigen Wochen.
Stabilität
Die stabile Verankerung (Primärstabilität, Festigkeit)
und der Knochenkontakt sind die Voraussetzungen
für die Osseointegration. Dazu dürfen die Relativbewegungen an der Implantat-Knochengrenze ein
bestimmtes Maß nicht überschreiten. Implantatbewegungen können durch die chirurgische Technik
und den Setzeffekt, der von der Knochenqualität
abhängt, entstehen. Das Ziel aller Systeme ist eine
dichte, formschlüssige und stabile Fixation von Knochen und Schale. Diese bewahrt vor Mikrobewegungen und es kommt zum An- bzw. Einwachsen von
Knochen. Mikrobewegungen fördern den Abrieb an
den Kontaktstellen von Knochen und Polyethylen.
Relativbewegungen von mehr als 40 - 150 µm führen
zur Bildung einer Bindegewebszwischenschicht und
verhindern die Osseointegration (Kienapfel et al.
1999).
Aufgrund der Tierversuche ist davon auszugehen,
dass zunehmende Distanzen zwischen poröser
Implantatoberfläche und Knochenlager den Verlauf
14
der Defektheilung verzögern und bei entsprechender
Spaltbreite ein Knocheneinwachsen verhindern. Klinisch-radiologische Verlaufsserien von konischen
Schraubpfannen zeigen, dass Spaltbildungen von
mehreren Millimetern keinen unerwünschten Einfluss
haben. In der kranialen Zone kommt es zur vollständigen Osseointegration, in der polseitigen Zone können Spalträume bestehen bleiben. Das Entstehen
von Spalten zwischen Implantat und umgebendem
Knochen muss deshalb durch die Implantatsgestaltung (Effenberger und Imhof 2002), durch das
Implantationsinstrumentarium und eine präzise Operationstechnik minimiert werden.
Knochlagers führen und eine Implantatslockerung
verursachen.
Bedingt durch das Implantatsdesign oder die Überdimensionierung können Implantate nicht entsprechend positioniert werden, sodass daraus ein unvollständiger Knochenkontakt resultiert. Dazu kommt
es auch bei Schraubpfannen mit ungeeigneter Gewindeform und sklerosiertem Knochen.
Durch Fehlpositionierungen oder ein frühzeitiges Verklemmen können freie Gewindegänge auftreten, die
ebenso wie ein überstehendes Implantat ein Impingement bedingen (Abb. 20).
Die mikroporöse Oberfläche von unregelmäßig (Abb.
14a) und geordnet aufgebrachten (Abb. 5a, c, 14c)
Titangittern mit einer Porengröße von 200 bis
1000 µm ermöglicht das Einwachsen von Knochengewebe und damit die langfristige Sekundärverankerung. Durch den engen Verbund ist das Auftreten von
Zysten bzw. Osteolysen auch nach 10 Jahren nur
gering (Hinrichs et al. 2001).
Für die Inklination der Pfanne werden Winkel von
30° bis 55° und eine Anteversion von 0° bis 30°
angegeben (Bader et al. 2002). Eine größere Inklination der Pfanne ist zu vermeiden, zumal ein erhöhtes
Luxationsrisiko (Kohn et al. 1997) besteht und vermehrt Abrieb produziert wird. Eine optimale Pfannenposition in einem sicheren Bereich kann durch die
Pfannennavigation erreicht werden.
Komplikationen
Probleme mit zementfreien Pfannen ergeben sich
auch durch
• unzureichende Primärstabilität und unvollständigen Knochenkontakt
• freie Gewindegänge und überstehende Implantate
• Pfannenbodenperforation und Acetabulumfrakturen
• Gefäß-, Nervenverletzungen
• Einsatzluxationen
• Implantats- und Einsatzbrüche
• Abrieb und Osteolysen
• Implantatslockerung
Hemisphärische Implantate, die ohne konstruktive
oder operative Überdimensionierung bzw. ohne
zusätzliche Stabilisierung eingebracht werden und
eine zu geringe Oberflächenrauigkeit haben, können
durch unzureichende Primärfixation ein frühzeitiges
Implantatsversagen bedingen. Bei mangelhaftem
Design und unzureichender Fixation können auch
HA-beschichtete Implantate versagen. Ein Überdrehen des Gewindes bei der Schraubpfannenverankerung kann zur Zerstörung bzw. zum Versagen des
Abb. 20 Überstehendes Implantat mit freiem Gewindegang.
Konische Implantate können formbedingt eine Perforation des Pfannenbodens verursachen. Durch zu
große Überdimensionierung der Pfannen kommt es
zu Acetabulumfrakturen, die auch beim Einschlagen
oder Einschrauben der Schale auftreten können.
Bedingt durch die anatomischen Verhältnisse können bei Verwendung von Schrauben Gefäß- und
Nervenverletzungen auftreten. Die Gewinde der
Schraubpfannen stellen ebenso eine Gefahr für diese
Strukturen dar (Ochsner 2002).
Eine Rotation von Polyethyleneinsätzen kann
Osteolysen auslösen. Durch den Bruch des Fixierungsringes sowie einen unzureichenden Fixationsmechanismus des Einsatzes kommt es zur Lockerung des Polyethyleneinsatzes mit Trennung von
Schale und Einsatz (Neumann und Dorn 2003). Einsatzluxationen machen Designänderungen notwen-
Hüftendoprothetik
15
Abb. 21 Ausgedehnte Acetabulumosteolyse und zentrale
Fraktur bei Polyethylenabrieb 12 Jahre postoperativ.
dig. Damit kommt der konischen Inlayfixierung und
der Verankerung über Schnapplippen (Abb. 6b),
wodurch eine stabile Fixation des Einsatzes erreicht
und die Ausbreitung von Polyethylenabrieb unterbunden werden kann, besondere Bedeutung zu.
Dem Vorteil der Modularität von Schale und Einsatz
steht das Problem eines neuen Interface gegenüber,
wodurch Relativbewegungen, Abrieb, Kaltfluss und
Deformationen auftreten können. Durch einen unzureichenden Verankerungsmechanismus entsteht vermehrter Abrieb, der durch Mikrobewegungen und die
Oberflächenbearbeitung bedingt ist. Der Forderung
nach glatten Kontaktflächen zur Vermeidung von Abrieb steht die Realität korundgestrahlter Innenflächen
zur Stabilitätsverbesserung und Rotationshemmung
gegenüber. Bohrungen können der Ausbreitungsweg
für den Abrieb sein. Dieser kann auch durch den
direkten Kontakt von Einsatz und Schrauben verursacht werden. Probleme mit Schrauben und Bohrungen haben zu Pfannen ohne Bohrungen, Zapfen oder
Gewinde geführt (Morscher et al. 1997).
Aseptische Pfannenlockerungen verlaufen häufig
über eine lange Zeit asymptomatisch. Bestehen bereits glutaeale Schmerzen, zeigt das radiologische
Bild oftmals bereits ausgedehnte Osteolysen (Abb.
21, Effenberger et al. 2004). Regelmäßige radiologische und klinische Untersuchungen können größere
knöcherne Defekte vermeiden. Bei diesen Defekten
ist die Rekonstruktion aufwendig und mit mehr Operationsrisiken und Funktionseinschränkungen für den
Patienten verbunden.
Da die Verformung bei dünnwandigen Implantaten
exponentiell zunimmt, besteht bei dünnwandigen
Implantaten und speziellen Konstruktionen, die ein
dynamisches Verhalten des Implantates erzielen wollen, ein erhöhtes Risiko eines Implantatsbruches
(Döttl et al. 2004, Abb. 22). Begünstigend wirkt dabei
Abb. 22 Röntgen 6 Jahre postoperativ mit zarter Frakturlinie im kranio-lateralen Bereich der Schraubpfanne. Fehlende Osseointegration kranial und zentral (Zone I/IV, V).
die fehlende Knochenunterstützung. Die unzureichende Handhabung von Keramikeinsätzen kann Einsatzschäden verursachen, zudem können Traumen
Keramikeinsatzbrüche bedingen (Schunck und Jerosch 2004, Abb. 23).
Abb. 23 Keramineinsatzbruch und zentrale Migration des
Keramikkugelkopfes.
Bei kleinen Schraubpfannengrößen besteht eine Korrelation hinsichtlich häufigeren Pfannenwechseln
(Effenberger et al. 2004). Die auch bei kleinen Pressfitpfannen auftretenden Revisionen sind durch die
größere Verformbarkeit der Konstruktion bei geringerer Wandstärke bedingt, sodass die Indikation für
kleine Pfannen gering gehalten werden sollte (Hinrichs et al. 2001).
Indikationen für einen Pfannenwechsel sind durch
die aseptische Lockerung, die Fehlpositionierung der
Pfanne mit Impingement- und Luxationsfolgen, ein
16
Implantatsversagen und septische Komplikationen
gegeben. Zu einer aseptischen Lockerung kommt es
durch ungenügende Primärfixation, Materialabrieb
und unzureichendes Einwachsverhalten. Eine unzureichende Inlayfixation sowie der Implantatsbruch
bedingen ein direktes Implantatsversagen.
werden. Diese schützen die eingebrachte Spongiosa
auch vor der direkten Belastung und damit vor dem
Zusammensintern und einer Resorption mit konsekutiver Implantatslockerung. Gemahlene Spongiosa,
aber auch kortiko-spongiöse Späne, sind alleine
nicht tragfähig und sollten nur als Füllmaterial von
cavitären Defekten verwendet werden.
Wechselstrategien
Strukturelle Allografts müssen mit entsprechend
verankerbaren, stützenden und schützenden Pfannenimplantaten kombiniert werden.
Das Ziel der Pfannenrevision ist es, die knöchernen
Defekte wieder aufzubauen und die anatomischen
Verhältnisse des Hüftgelenkes wieder herzustellen,
um eine möglichst anatomische, stabile und belastbare Rekonstruktion des Pfannenlagers zu erhalten.
Die Rekonstruktionsprinzipien sind Pressfitverankerung oder die “überbrückende Fixation” (Elke et al.
2003). Dabei werden die Wiederherstellung eines tragfähigen Pfannenlagers und die möglichst anatomische Platzierung des Rotationszentrums angestrebt.
Die Beinlänge und der Offset (Effenberger et al. 2003)
sollten angepasst werden. Das Ausmaß eines “High
Hip Centers” muss so gering wie möglich gehalten
werden. Eine Lateralisation des Rotationszentrums
sollte vermieden und das “Containment” wieder tragfähig hergestellt werden. Dabei sind eine ausreichende Pfannenauflage und eine genügende Pfannenüberdachung im originären Knochen anzustreben.
Bei der Rekonstruktion werden cavitäre Defekte als
“contained” angesehen. Bei den Defekten mit tragfähigem Pfannenrand ist die Verwendung einer
Pressfitpfanne möglich. Für die Pressfit-Verankerung
muss in Revisionssituationen noch ausreichend
autologer Knochen vorhanden sein. Meist liegt
jedoch ein inhomogenes Knochenlager vor.
Bei reinen cavitären Defekten kann meistens eine
zementfreie Pressfitpfanne verwendet werden. Bei
der einfachsten Methode wird das lockere Primärimplantat durch einen größeren oder ähnlichen Pfannentyp ersetzt.
Große Defekte machen die Verwendung von Jumbo
cups notwendig. Längsovale Defekte werden durch
Implantate mit einer ebensolchen Form versorgt
(Abb. 16).
Segmentale Defekte werden als “nicht contained”
angesehen. Bei diesen Defekten sind zusätzliche
Maßnahmen mit Schrauben, Pfannendachschalen,
Spezialpfannen, Allograft, überbrückende Implantate, Netze in Kombination mit “Impaction Grafting”,
abstützende und stabilisierende Maßnahmen erforderlich, um eine genügende Primärstabilität des
Pfannenimplantates zu gewährleisten. Die tragende
Funktion muss von den Implantaten übernommen
Nach der Pfannenrekonstruktion kann es zu Setzungsprozessen kommen. Ein Nachsetzen des Implantates (Settling) ist bei Revisionseingriffen mit aufgefüllten cavitären Defekten und ungleichmäßig verteilter kortikaler Abstützung praktisch unvermeidbar.
Damit Allograft oder Spongiosa dauerhaft unter
Kompression gehalten werden, ohne dass es zum
Auftreten von Kippmomenten kommt, sollte ein
Nachsetzen möglich sein.
17
Hüftschäfte
Die Anatomie des proximalen Femurs ist ausgesprochen variabel (Dorr 1993), sodass kein Femur
dem anderen exakt gleicht. Die Femurosteotomieflächen zeigen eine große Varianz, konkrete
Muster sind nicht zu erkennen (Jerosch et al. 1999).
Ein regelrechter Canal Flare Index (CFI, Noble et al.
1988) liegt bei der Mehrzahl vor, dennoch müssen
auch abweichende Formen versorgt werden.
Die Lateralisation (Offset) des Femurs bewegt sich
zwischen 20 mm und 65 mm (Noble et al. 1988,
Aldinger 2004) und steht in direktem Zusammenhang
mit dem CCD-Winkel und der Halsachsenlänge.
Diese beiden Größen bestimmen wiederum den Offset, die Beinlängenveränderung sowie die Lage des
Drehzentrums.
Für die Antetorsion (Abb. 24) des Femurs werden
Winkelunterschiede von 30° und ein CCD-Winkel
(Abb. 25) von 120° bis 130° angegeben (Seki et al.
1998, Kummer et al. 1999, D'Lima et al. 2000, Robinson et al. 1997, Bader et al. 2002, Jerosch et al.
2002). Am Femur und Implantat (Abb. 25, 26) ist der
CCD-Winkel als Centrum/Caput-Collum-DiaphysenWinkel definiert.
Am Implantat ist die Halsachsenlänge durch die Distanz zwischen dem zentralen Schnittpunkt (Schnittpunkt der Halsachse und der Stielachse) und dem
proximalen Halsende (Abb. 26) gegeben. Die Halslänge reicht vom proximalen zum distalen Halsende.
Die Stielachse entspricht der Diaphysenachse am
Femur.
Der Prothesenhals setzt sich aus Konus und Halsteil
zusammen. Das Vorhandensein dieser veränderlichen Größen führt zu einer großen Variabilität der
Schenkelhalsgeometrie. Die Probleme bei der
Wiederherstellung der ursprünglichen Verhältnisse
durch Implantate zeigen sich in der Vielzahl von
Hüftschaft-Modellen, aufgeteilt in verschiedene
Größen.
Die Resektionsebene (Abb. 26) ist als historischer
Begriff zu werten, der von den zementierten Kragenprothesen abgeleitet ist und auch bei zementfreien
Schäften verwendet wird. Voraussetzung für die Verwendung eines Kragens ist die Übereinstimmung
von anatomischer Resektionsebene und proximaler
Prothesenkonstruktion hinsichtlich Kragenwinkel und
seiner Position.
Bei physiologischer Belastung trifft die Gelenkresultierende (Bergmann et al. 2004) im Einbeinstand
unter 16° gegen die Senkrechte auf den Hüftkopf.
Danach verläuft der Kraftvektor intraossär. Beim
künstlichen Hüftgelenk werden die Kräfte über den
Kugelkopf auf das Implantat übertragen (Abb. 27).
Der Kraftvektor läuft, bedingt durch die schlanke
Hals- und Schaftkonstruktion, medial außerhalb der
Prothese und erzeugt somit neben der Axialbelastung ein Biegemoment (Kippmoment), das durch
radiale Reaktionskräfte des Femurs kompensiert
werden muss. Beim Aufstehen aus dem Sitzen und
beim Treppensteigen wird auf die Prothese ein hohes
Rotationsmoment übertragen, sodass hinsichtlich der
Primärstabilität entsprechende Rotations-(Dreh-),
Radial-(Kipp-) und Axialstabilität gegeben sein
müssen.
Von anterior-posterior betrachtet, entstehen, bedingt
durch einen variablen Offset, unterschiedliche Kippmomente, aber auch von lateral gesehen, auf Grund
von Veränderungen der Anteversion. Die axialen
Belastungskomponenten pressen den Stiel in den
Femur und erzeugen Kippmomente im proximalen
Prothesenteil. Von Bedeutung ist dabei ein Wechsel
der Stielbelastung. So entstehen im Stehen, insbesondere im Einbeinstand (Extension), die größten
Kippmomente und axialen Belastungen. Diese
ändern sich, z. B. beim Niedersetzen oder beim Treppensteigen, in Rotationsmomente. Die auftretenden
Kräfte stehen in engem Zusammenhang mit den
geometrischen Verhältnissen des Schenkelhalses
und damit auch mit der Auslegung des Hüftstiels in
diesem Bereich (Halslänge/CCD-Winkel).
+15°
-15°
AT
Abb. 24 Antetorsionswinkel (AT). Die durchschnittliche
Femurantetorsion liegt bei ca. 12-14°.
18
Centrum
Caput
Collum
Diaphyse
a
b
c
Stielachse
se
ch
sa
al
H
Offset
Lateralisation
d
ze ista
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s
St lse
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nd
e
Abb. 25 Femur (a von vorne, b von lateral, c von medial).
s
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kel
Stiellänge (Stiel)
l
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H
Ha
Zentraler
Schnittpunkt
BeinlängenVeränderung
proximales Stielende
s
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Ko
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m
xi
o
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e
nd
se
al
H
ek
e
ns
Keil-/KonusWinkel (ap)
a
distales Stielende
Abb. 26 Hüftschaft (a von vorne, b von lateral, c von medial).
Keil-/KonusWinkel (v. lateral)
b
c
Hüftendoprothetik
19
R
Fz
Fz
R
Fx
Rotationskraft
Fy
Fx
a
b
Radialkraft
Axialkraft
R
Radialkraft
R
R
Fz
Fy
Fz
Fy
Fy
Fz
c
d
e
Abb. 27 Der Schaft ist analog der Femurachse und Kurvatur in ap von proximal lateral nach distal medial und in der Seitenansicht von proximal dorsal nach distal ventral geneigt. Diese Position entspricht der im Stand. Daraus ist ersichtlich,
dass neben den beiden Kraftvektoren Fx und Fz auch der Vektor Fy besteht, der in dieser Position ein relativ kleines Torsionsmoment bezüglich der Stielachse bewirkt. Aus der Axialkraft (Fz) entstehen Kippmomente, und bedingt durch die Keilform, Radialkräfte nach medial und lateral sowie ventral und dorsal. Fy erzeugt die Rotationskraft, woraus ein Torsionsmoment entsteht (a).
Abbildung b zeigt die Zerlegung der Resultierenden R in die Vektoren Fz und Fx. Diese beiden Kräfte bewirken Kippmomente in der Frontalebene. Wenn die Verankerung der Prothese oberhalb der Schnittebene der Resultierenden liegt, ergibt
sich eine Rotation des Kopfes nach medial, wenn unterhalb, dann nach lateral.
Abbildung c entspricht etwa dem Zustand von Abb. a in der Lateralansicht, d. h. im Stand ist die Rotationskraft gering (Fy)
und die Axialkraft Fz groß. Mit zunehmender Flexion (d, e) wird die Rotationskraft größer und die Axialkraft wird geringer.
Bei dieser Betrachtung ist die Richtung der Resultierenden R immer als konstant angenommen.
20
Die Implantationstechnik über einen axialen Zugang
ermöglicht das Einbringen von langen und geraden
Stielen, die hohe Kippstabilität in alle Richtungen
aufweisen. Die Kippstabilität hängt direkt mit den
Stiellängen zusammen, wobei lange Stiele sich stabiler als kurze implantieren lassen.
Der Hüftstiel (Abb. 26), der dem Verankerungsteil der
Prothese entspricht, hat die Aufgabe der Verankerung und die auftretenden Kräfte weiterzuleiten.
Stielform und Stiellänge sind unterschiedlich und
abhängig vom Verankerungstyp und der Konstruktion.
Die gewünschte Art der Kraftübertragung vom
Implantat auf den Knochen bestimmt im Wesentlichen das Design des Hüftstiels. Dieser sollte so
gestaltet sein, dass die physiologische Krafteinleitung möglichst nachvollzogen wird und von proximal nach distal abnimmt. Durch die Resektion des
Schenkelhalses wird die physiologische Krafteinleitung geändert.
ZEMENTIERTE SCHÄFTE
Voraussetzung für die dauerhafte Implantatsstabilität
ist die Fixation von Implantat, Zement und Knochen
mit intaktem Interface.
Die Verankerung der zementierten Hüftschäfte (Abb.
28 - 32) erfolgt im metadiaphysären Femurabschnitt,
für den proximalen Femurteilersatz ist die Verankerung diaphysär (Abb. 33).
Für die Verankerung ist, geometrisch betrachtet, eine
Stielkrümmung mit konstantem Radius ideal. Die
gebogene Form wirkt insbesonders zum Auffangen
von Rotationskräften, aber auch als axiale Stabilisation. Dazu dienen ebenso rechteckige oder trapezoide
Querschnittsformen (Abb. 34a, b), wobei diese auch
zur Stabilisierung von Valgus-/Varus-Bewegungen dienen. Bei der Umsetzung von Lösungen zur Verankerung wurde eine Vielzahl von Stielbögen und Querschnitten entwickelt.
Stabilisatoren
Zur Unterstützung der Stabilität werden an den
Implantaten zusätzliche Stabilisatoren angebracht.
Ein proximaler Kragen soll ein Nachsinken, aber
auch durch Abdichtung ein Austreten von Zementpartikeln verhindern. Dadurch wird zudem eine Verbesserung der Zementkompression erreicht. Ob ein
Nachsinken dadurch effektiv verhindert werden kann,
ist fraglich.
Durch die geänderte Krafteinleitung kommt es postoperativ zu einer Kalkarresorption, wodurch der Kragen seine ursprünglich vorgesehene Funktion der
Kraftübertragung verliert (Kale et al. 2000).
Die Frage, ob eine Prothese einen Kragen haben sollte oder nicht, kann auch durch die Ergebnisse von
Nationalregistern nicht beantwortet werden (Malchau
et al. 2000).
Zur Varus-, Valgusstabilität werden Längsrillen oder
Längsnuten (Abb. 34c) angebracht. Um eine Schwächung des Zementbettes zu verhindern, werden sie
in Längsrichtung und verrundet gefertigt. Die Stabilität der Verankerung wird hinsichtlich der radialen
und axialen Stabilität hauptsächlich durch die gebogene Schaftform, bezüglich der Zementkompression
durch das von distal nach proximal zunehmende
Implantatvolumen und hinsichtlich der Varus-, Valgusstabilität durch den Schaftquerschnitt bestimmt.
Proximale/laterale Finnen (Abb. 34d, e) unterstützen
die Rotationsstabilität, proximal/horizontal auslaufende Rippen die axiale Stabilität und die Zementkompression.
Als indirekte Stabilisatoren können die verschiedenen Stielzentrierungssysteme angesehen werden.
Sie wirken insofern stabilisierend, indem sie eine
relativ konstante Zementmanteldicke bewirken und
damit das ganze Zement-Stiel-System unterstützen.
Zementiertechnik
Durch die Resektionsebene des Schenkelhalses und
nicht radiäre Stielformen, die beim Raspeln ein zu
großes Schaftlager verursachen, wird ein asymmetrischer Zementmantel, der 2 - 3 mm nicht unterschreiten soll, erreicht (Barrack et al. 1992, Ebramzadeh et
al. 1994, Fisher et al. 1997, Breusch et al. 2001).
Bei dünner Ummantelung (Draenert und Draenert
1992) können Lockerungsprobleme (Massoud et al.
1997) und lokale Osteolysen (Schmitz et al. 1994)
entstehen. Dazu kommt, dass der Zement, auf Grund
der spongiösen und kortikalen Knochenqualitäten,
nicht gleichmäßig tief in den umliegenden Knochen
einzudringen vermag. Insbesonders anatomisch
adaptierte Stiele haben die Voraussetzung für einen
gleichmäßigen Zementmantel (Breusch et al. 1998).
Um eine bessere Zementverzahnung zu erreichen,
wurde die Zementiertechnik kontinuierlich verbessert. Für ein entsprechend ausgesteiftes Implantatslager ist der Erhalt der Spongiosa notwendig. Fehlt
die Spongiosa, wird die Scherbeanspruchung reduziert (Dohmae et al. 1988) und es kommt zu vermehrter Lockerung (Beckenbaugh und Ilstrup 1978).
21
a
Abb. 28 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader Monoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) von ap (a)
und lateral (b).
a
a
b
b
Abb. 30 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomisch
geformter Monoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) von ap (a) und lateral (b).
b
Abb. 29 Meta-diaphysäre Verankerung mit gebogener
Monoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) von
ap (a) und lateral (b).
a
b
Abb. 31 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomisch
geformter Modularprothese mittlerer Länge von ap (a) und
lateral (b).
22
a
b
Abb. 32 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomisch
geformter Monoblockprothese lang (Langschaft) von ap (a)
und lateral (b).
a
b
c
d
e
Abb. 34 Rechteckige (a) und trapezoide (b) Querschnittsformen, Nut (c) und Finnen (Stabilisatoren d, e)
Abb. 33 Diaphysäre Verankerung mit modularer Prothese
(proximaler Femurteilersatz).
Hüftendoprothetik
Die Qualität des Interface spielt die entscheidende
Rolle hinsichtlich der Haltbarkeit der Zementfixierung
am Femur (Mulroy et al. 1995, Mulroy und Harris
1997). Trotz verbesserter Technik ist ein frühzeitiges
Versagen möglich (Sporer et al. 1999).
Das ungenügende Eindringen von Zement in die
Spongiosa, die Alterung des Zementes sowie die
Reaktionstemperatur von Zweikomponentensystemen zeigten sich als Nachteile des Zementes. Ab
einer Reaktionstemperatur von 47°C entsteht bei
Zementmanteldicken von 3 mm ein Einfluss durch
die Wärmeentwicklung. Die Reaktionswärme bedingt, wie bei der Pfanne, Nebenwirkungen mit Knochennekrosen (Oates et al. 1995), ohne dass dies
einen Einfluss auf die Langzeitergebnisse haben
muss. Vitales Knochengewebe wird auch nach vielen
Jahren nachgewiesen (Jasty et al. 1990, Oates et al.
1995).
Ein Vergleich zwischen der Vakuummischtechnik und
der herkömmlichen Mischung (Tab. 3) ergab ein
erhöhtes Revisionsrisiko für die ursprünglich angewendeten Techniken. Durch die Porenreduktion bei
der Vakuummischtechnik (Schelling et al. 2002) kann
eine geringere Revisionsrate erreicht werden (Malchau et al. 2000).
Material und Oberfläche
Als Material für zementierte Hüftprothesen werden
vorwiegend die CoCrMo-Gusslegierung (ISO 5832-4)
und CoCrMo-Schmiedelegierung (ISO 5832-6) eingesetzt, weniger Titanlegierungen (Semlitsch 1987,
Sotereanos und Engh 1995, Bensmann 1997).
Polierte Implantatsoberflächen, mit einer Mittenrauigkeit (Ra) von <0,1µm, werden unter der Vorstellung
verwendet, dass der beim Einsinken der Prothese
Tab. 3 Generationen der Zementiertechnik
1. Generation
Handimpaktiertechnik
2. Generation
Distaler Verschluss des Schaftes mit Zapfen
Spülung
Trocknung
Retrograde Füllung
3. Generation
Druckspülung
Zentrierer
Zementkompression
Reduktion der Zementporosität
23
entstehende Abrieb vermieden werden kann. Polierte Prothesen weisen jedoch das größere Nachsinken
im Vergleich zu matten, glasperlengestrahlten Oberflächen auf.
Der Vergleich beim gleichen Prothesentyp ergibt
beim PMMA beschichteten Modell nach einem Jahr
das geringste Nachsinken, das größte beim polierten
und kragenlosen Modell. Das verstärkte Nachsinken
des Titanstiels wird durch die glättere Oberfläche
und das niedrigere Elastizitätsmodul erklärt (Kärrholm et al. 2000). Die Frage, ob der Stiel hochglanzpoliert werden soll oder nicht, kann auch an Hand
von Registerdaten nicht beantwortet werden.
Glasperlengestrahlte Oberflächen erreichen klinisch
die gleichen Ergebnisse wie glatte Flächen (Malchau
et al. 2000). Die glasperlengestrahlten haben sich
weitgehend bei Standardprothesen durchgesetzt,
wenngleich auch einzelne polierte Prothesen dazu
zählen.
Ein Precoating (Harris 1993) soll den Kontakt zum
Zement optimieren. Längerfristig zeigt sich dadurch
aber ein Versagen bei einzelnen Prothesentypen
(Verdonshot et al. 1998). Bei Implantaten mit einer
rauen Oberfläche kann durch zusätzlichen Abrieb am
Interface die Osteoklastenaktivität ebenfalls induziert
werden.
24
ZEMENTFREIE HÜFTSCHÄFTE
Bei Verwendung von zementfreien Hüftschäften
besteht die Vorstellung, dass das Knochen-Implantat-Interface dauerhafter sei, als dies mit Polymethylmethacrylat zu erreichen ist. Die ausgezeichneten
Ergebnisse zementierter Femurprothesen stellen die
Anwender von zementfreien Schäften vor die Frage,
ob diese auch mit der biologischen Fixation
(Zweymüller et al. 1988, Sporer und Paprosky 2005)
erreicht werden können. Dabei sind die Kriterien
a
d
b
e
• Verankerung
• Stabilisatoren
• Material und Oberfläche
von entscheidender Bedeutung.
Die Hauptanforderungen an Hüftschäfte sind das
Erreichen einer hohen Primärstabilität (primäre Festigkeit) zwischen Knochen und Implantat und die
Rekonstruktion des anatomischen Drehzentrums.
Verankerung
Das zentrale Problem zementfreier Schäfte stellt die
primär stabile Verankerung dar. Initial wird die Stabilität durch einen Kraft/Reibschluss (Witzel 1988) mit
einer Druckvorspannung (Pressfit) erreicht. Dazu
werden Techniken wie die der Verkeilung angewandt.
Die Druckvorspannung sollte dabei mindestens so
lange aufrecht erhalten werden, bis die Sekundärstabilität durch Osseointegration vollzogen ist. Umbaubzw. Resorptionsvorgänge sowie übermäßige Belastung können die Entwicklung der Sekundärstabilität
unterbinden, da die Druckvorspannung rasch reduziert wird.
c
Abb. 35 Querschnittsformen (a rund, b oval, c hexagonal,
d trapezförmig, e rechteckig).
Durch das Querschnittsdesign im proximalen Bereich der Prothese kann ein großer Hebelarm erreicht
werden, der das über den Prothesenkopf eingeleitete
Drehmoment kompensiert und als möglichst geringe
Flächenlast in die Kompakta einleitet. Die Querschnittsformen des Schaftes reichen von rund über
oval bis kantig (Abb. 35) und werden durch die Rotationskräfte beeinflusst. Entsprechend der anatomischen Metaphysenform wird mit einem rechteckigen
oder längs-ovalen medio-lateralen Prothesenquerschnitt ein größerer Hebelarm erreicht (Effenberger et
al. 2001) und dadurch eine bessere Rotationsstabilität erzielt.
Für die Kraftübertragung und Stabilität ist es
notwendig, dass sich die Prothese an der Kortikalis
großflächig abstützt. Eine Kraftübertragung im proximalen Bereich ist nur dann gewährleistet, wenn der
Prothesenstiel distal nicht fixiert und knöchern nicht
eingebaut ist. Die unphysiologische Krafteinleitung
bei distaler Schaftfixierung und Minderbelastung des
proximalen Teiles kann zu Knochenumbau mit proximalem Knochenverlust und distaler Kompaktaverdichtung und -verbreiterung (Stress Shielding,
Remodeling) führen.
Formbestimmende Kriterien sind die primäre
Verankerungsart (epi-, meta-, diaphysär, Tab. 4) und
die anatomiegerechte Gestaltung der Stiele. Implantate, die primär metaphysär verankert werden, können durch Oberflächengestaltung (Korundstrahlung)
eine zusätzlich diaphysäre Sekundärverankerung
erhalten.
Abb. 36 Epiphysäre Verankerung mit Kappenprothese.
Hüftendoprothetik
25
Verankerungsschema der Hüftschäfte
Epiphysäre Verankerung
Metaphysäre Verankerung
Monoblock
Gerade
Kurz/mittel/lang
Anatomisch
Kurz/mittel/lang
Custom made
Modular
Gerade
Anatomisch
Custom made
Meta-diaphysäre Verankerung
Monoblock
Gerade
Anatomisch
Gebogen
Modular
Gerade
Anatomisch
Diaphysäre Verankerung
Monoblock
Gerade
Anatomisch
Modular
Gerade
Anatomisch
Kompletter Femurersatz
Tab. 4
26
Epiphysäre Verankerung
Um die natürlichen Knochenstrukturen nur wenig zu
zerstören und damit eine weitgehend physiologische
postoperative Situation zu erhalten, wurden neue
Konzepte entwickelt, bei denen die Schenkelhalsresektion als nicht erforderlich angesehen wird (Freeman 1986, Pipino 2000). Bereits frühzeitig kam die
Oberflächenersatzendoprothetik (Schalen-/Kappenprothese, Abb. 36), die die geringste Resektion
erfordert, zur Anwendung (Wagner 1978). Polyethylenbedingte Fremdkörpergranulome und Osteolysen führten zu einem häufigen Versagen.
Dieses Konzept wurde mit neuen acetabulären Komponenten weiterentwickelt (Mc Minn et al. 2003). Als
Vorteil dieser Verankerung werden die geringe
Knochenresektion, der Erhalt des epi- und metaphysären Femurs, die Abstützung und proximale
Krafteinleitung über den Schenkelhals und den proximalen Femur, die physiologische Krafteinleitung in
den Knochen und Vermeidung des Stress-Shielding,
die Wiederherstellung der normalen Biomechanik mit
identer Beinlänge und Propriozeption, ein geringes
Luxationsrisiko und die sichere Revisionsmöglichkeit
im Falle einer Komplikation angesehen (Witzleb et al.
2004, Morrey 2000). Wenige Implantate sind zementfrei verankerbar.
Metaphysäre Verankerung
Beim metaphysären Verankerungskonzept wird der
erhaltene Schenkelhals zur dynamischen Fixation
genutzt. Dazu wurde die Druckscheibenprothese
(Abb. 37, Huggler und Jacob 1980, Huggler et al.
1993, Buergi et al. 2005), bei der der intramedulläre
Kanal intakt gelassen wird, entwickelt. Dabei soll die
Scheibe die Druckkräfte, die Lasche die lateral auftretenden Zugkräfte aufnehmen. Die zu große Druck-
Steckkonus
Druckscheibe
mit Körper
scheibe mit einem Anstoßen am Schalenrand bei
kurzem Schenkelhals und ein zu großer Stiel bei
kleinen Femora führten zu Modifikationen (Jerosch et
al. 2000) mit Verbesserung der Rotationsstabilität
und Anpassung an den Schenkelhals.
Schäfte für die metaphysäre Verankerung liegen in
Monoblockform mit kurzer (Kurzschaft, Abb. 38a, 39),
mittlerer (Standardschaft, Abb. 38b, d) und großer
Länge (Langschaft, Abb. 38c) vor, sind Monoblocks
(Abb. 38, 39), modular (Abb. 40, 41) verfügbar oder
werden individuell gefertigt (Custom made, Abb. 39).
Zielsetzung der Schenkelhals- bzw. Kurzschaftprothesen (Abb. 37, 38a, 39) ist die Verankerung in
der Spongiosa des proximalen Femurs. Diese
Prothesen zielen auf eine Auflage am Kalkar mit lateraler Abstützung ab oder sind nach einer Vielpunktverankerung konzipiert und sollen für eine verbesserte ossäre Situation bei Wechseloperationen sorgen, sodass keine Revisionsimplantate verwendet
werden müssen. Voraussetzung für die Stabilität
dieser Prothesen ist die korrekte Position. Die Indikationen für Kurzschaftprothesen (Morrey et al. 2000)
bestehen bei jungen Patienten mit guter Knochenqualität, Dysplasiearthrosen, Hüftkopfnekrosen ohne
Schenkelhalsbeteiligung und posttraumatischer
Arthrose ohne Schenkelhalsdeformitäten. Grenzindikationen liegen bei übergewichtigen Patienten
vor und bei Coxa vara mit Winkeln, die die Implantation noch korrekt möglich machen. Als Kontraindikation ergeben sich schlechte Knochenqualität durch
Osteoporose oder Osteodystrophie. Nicht zu versorgen sind starke Coxa vara und Schenkelhalsdeformitäten nach Umstellung und Trauma (Thomas et al.
2004). Die spannungsoptische Beurteilung belegt
das biomechanische Konzept der dynami-schen Fixation mit Anstieg der Krafteinleitung im Kalkarbereich
und lateraler Kompensation im inneren Anlagebereich der Femurkortikalis (Koebke et al. 2002).
Knochendichtemessungen zeigen eine Verdichtung
im Kalkarbereich. In den dynamisch beanspruchten
Verankerungszonen wird ein starker Knocheneinwuchs beschrieben. Unterhalb der Prothesenspitze
verhält sich der Knochen normal. Kurzschaftprothesen haben keine definierbare Stiel- und Schaftachse,
keinen CCD-Winkel, sodass übliche Geometrieelemente nicht immer zuzuordnen sind. Für die metaphysäre Verankerung wird bei Monoblockschäften
der Stiel z. T. glatt gefertigt.
Zugschraube
Lasche
Abb. 37 Metaphysäre Verankerung mit Druckscheibenprothese.
Um eine den anatomischen Verhältnissen ideale
Anpassung zu erreichen, wird bei Individualprothesen (Custom made, Abb. 39) auf Basis einer CTUntersuchung eine individuelle Prothese gefertigt
(Starker et al. 2000, Aldinger 2002). Auf der Grundlage von 3D Daten wird eine für den Knochen und die
Gelenkgeometrie optimale Prothese errechnet und
deren exakte Implantierbarkeit bereits in der Kon-
Hüftendoprothetik
27
Kragen
a
b
c
a
d
Abb. 38 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothese mit kurzem (a), mittlerem (b, d) und langem Stiel (c) .
Hülse
a
b
a
Abb. 39 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothese
in Custom made-Konstruktion von ap (a) und lateral (b).
b
Abb. 40 Metaphysäre Verankerung mit modularer Prothese
mit kurzem (a) und mittlerem (b) Stiel.
28
struktion berücksichtigt. Individuelle Hüftstiele haben
die Indikation bei Köcher- und Gelenkdeformitäten,
die erst im seitlichen Bild oder im CT erkennbar sind
(Aldinger 2004).
In Erstoperationen finden modulare Systeme (Abb.
40) bei Hüftdysplasien Verwendung, wo konventionelle Monoblockstiele die gewünschte Anteversion oder Beinlänge nicht gewährleisten können. Der
Vorteil liegt in der Möglichkeit, zuerst den Stiel stabil
zu verankern und anschließend die Gelenkgeometrie
zu rekonstruieren. Auch die Berücksichtigung der
unterschiedlichen proximalen Femuranatomie mit
trompeten- oder ofenrohrförmiger Gestaltung ist
dadurch möglich (Aldinger 2004).
Meta-diaphysäre Verankerung
Die Entwicklung zementfreier Hüftschäfte ab Mitte
der Achtzigerjahre ist durch die Modularität, die große
Anzahl von Stielgrößen mit kontinuierlicher Größenanpassung sowie die mikro- und makrostrukturierte
Oberfläche gekennzeichnet (2. Generation).
a
b
Abb. 41 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader
Monoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft)
von ap (a) und medial (b).
Das Prothesendesign, der Keil- oder Konuswinkel
und die Femuranatomie entscheiden über proximale
oder distale Verankerung. Implantate für eine proximale Krafteinleitung sind metaphysär voluminös,
haben größere Stielwinkel, bergen aber die Gefahr
der distalen Instabilität (Engh und Hopper 2002). Eine
distale Verankerung bedingt kleine Keil- oder
Konuswinkel eines längeren Verankerungsstiels und
deshalb proximal schlanke Implantate. Gerade und
anatomische Monoblock-und Modularimplantate
(Abb. 41-44) können aber nicht nur bei regelrechter
anatomischer Formgebung, sondern auch nach
Umstellungsoperationen und bei dysplastischen
Hüften eingesetzt werden (Paavilainen et al. 1993,
Perka et al. 2000, Wagner 2002). Für Revisionen
wurde aus dem Standardschaft der Langschaft
entwickelt (Alloclassic Zweymüller SLL, SLR-Plus,
Bicontact Revisionsschaft).
Das Ziel von Monoblockimplantaten (Abb. 42) oder
anatomischen Modularimplantaten ist ein großflächiger Kontakt von Implantat und Stiel. Ausgehend
von der Überlegung, eine gleichmäßige, den anato-
a
b
Abb. 42 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischer
Monoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft)
von ap (a) und lateral (b).
Hüftendoprothetik
29
mischen Verhältnissen angepasste, möglichst optimale Krafteinleitung zu schaffen, ergibt sich eine
rechts - links Variante des Prothesenstiels. Wird ein
absolut anatomischer Sitz angestrebt, so resultiert
eine Custom-made Endoprothese. Aus Gründen der
Implantierbarkeit müssen an die anatomische Form
Zugeständnisse gemacht werden. Dies ist deshalb
notwendig, weil eine anatomisch ideal nachgeformte
individuelle Prothese durch die S-förmigen Krümmungen und Torquierungen des proximalen Femurs
nicht implantiert werden kann. Versucht man dies
trotzdem, entstehen beim Raspeln Knochenverluste.
Es ist daher nur eine anatomisch adaptierte Form
möglich (Effenberger et al. 2004).
a
b
c
Abb. 43 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader modularer Prothese und kurzer (a), mittlerer (b) und langer (c)
Schaftlänge (a Kurzschaft, b Standardschaft, c Langschaft).
Diaphysäre Verankerung
Mit diaphysär verankerten Implantaten können proximale Knochendefekte überbrückt werden und die
Voraussetzungen für einen Wiederaufbau des proximalen Femurs geschaffen werden. Die diaphysäre
Verankerung ist indiziert, wenn eine proximale Verankerung auf Grund von erheblichen Knochenverlusten nicht möglich ist. Ziel ist die Primärstabilität in der
Diaphyse bei gleichzeitig proximaler Knochenrekonstruktion. Indikationen für die diaphysäre Verankerung sind
• der Austausch gelockerter Hüftprothesenschäfte
mit ausgedehnter Knochenresorption des proximalen Femurs und Ausweitung der Markhöhle
bzw. starke Ausdünnung der Kortikalis im proximalen Femurbereich,
• die Revision gelockerter Schäfte bei peri- bzw.
subprothetischer Fraktur,
• die Rekonstruktion nach Prothesenausbauten,
• die Deformierung des proximalen Femurs durch
Fraktur oder Osteotomien bei Erstoperationen
Monoblockimplantate (Abb. 45) schränken die Variabilität hinsichtlich Femurquerschnitt, Länge und
physiologischer Belastung ein. Modulare Systeme
(Abb. 46) haben den Vorteil der individuellen Antetorsionseinstellung, der Berücksichtigung von distalen
und proximalen Femurformen und -durchmessern
und der Behebung von Beinlängendifferenzen. Sie
erlauben mit Durchmessern von 13 - 22 mm die
Anpassung an die Größenverhältnisse im Markraum.
b
c
Abb. 44 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischer
Modularprothese mit mittlerer Schaftlänge von ap (a) und
medial (b).
Die Form der Stiele ist zylindrisch, konisch oder keilförmig (Abb. 47). Um der Elastizität des Knochens zu
entsprechen, wird der Übergang vom relativ steifen
proximalen Stiel zum distalen Stielende durch asymmetrische, gabelförmige oder kreuzgeschlitzte Varianten geformt (Abb. 47d). Elastisches Material, die
Konusform sowie geriefte, kanülierte oder geschlitzte
Stiele reduzieren insgesamt die Steifigkeit. Die diaphysären Prothesenstiele sollten die Option zur
dynamischen oder stabilen Verriegelung (Abb. 46)
bieten.
30
Variable Antetorsionseinstellung
Finne
Bohrungen zur
Trochanterfixation
Zwischenstück
Bohrungen zur
distalen Verriegelung
Abb. 45 Diaphysäre Verankerung mit gerader Monoblockprothese.
Abb. 46 Diaphysäre Verankerung mit gerader (a) und anatomischer (b) Modularprothese. Distaler Prothesenteil in
seitlicher Ansicht.
Bei einem modularen proximalen Femurteilersatz
(Abb. 48) können proximale femorale Knochendefekte über eine Länge von ca. 40-130 mm kompensiert
werden. Der jeweilige Stielquerschnitt sollte umso
stärker sein, je länger die Prothese ist.
Modulare Prothesensysteme sollten ein anatomisches Design mit Berücksichtigung der Femurantekurvation ab einer Länge von ca. 20 cm haben.
Eine 3° Abwinkelung bzw. Krümmung im Schaft
(Abb. 46) erlaubt beim Implantieren eine annähernde
Ausrichtung entsprechend der anatomischen Form.
Modulare Elemente können über ein Konusstecksystem oder Zahnringe verbunden werden. Verzahnun-
Spezielle Indikationen machen einen kompletten
Femurersatz (Abb. 49) erforderlich.
Hüftendoprothetik
a
31
b
c
d
Abb. 47 Diaphysäre Verankerung - modulare Stiele. Querschnittsformen: a konisch, b zylindrisch, c beidseitig keilförmig,
d konisch, distal geschlitzt.
gen oder rotationsichere konische Verbindungen
gewährleisten zusammen mit Befestigungsschrauben die sichere Verbindung der modularen Schaftkomponenten. Mit Hilfe von proximalen Zwischenstücken (Verlängerungshülsen, Abb. 46) kann die
Beinlänge korrigiert werden. Mittelstücke bzw. Verlängerungshülsen erleichtern auch das Auffüllen des
proximalen Femurdefektes. Dazu muss der diaphysäre Stiel in der Position nicht verändert werden.
Die Schaftkomponenten werden im proximalen
Femur zusammengesetzt. Das Verspannen der
einzelnen Komponenten durch eine definierte Axialkraft muss in situ möglich sein. Kurze metaphysäre
Segmente werden bei noch erhaltenem metaphysärem Knochen verwendet. Lange Segmente
kommen bei großen proximalen Defekten bzw. zur
Längenkorrektur zum Einsatz.
Einige Prothesen haben einen Kragen (Abb. 37, 38a)
zur zusätzlichen proximalen Krafteinleitung. Der Kra-
gen ist nur wirksam, wenn er am coxalen Femurende
aufliegt und sich keine distale Verankerung ausbildet.
Er kann dann jedoch die Stabilisierung im Schaft verringern.
Die Trochanterrefixation ist durch modulare aufsteckbare oder anschraubbare Elemente (Abb. 46)
möglich. Um den unterschiedlichen anatomischen
Verhältnissen zu entsprechen, weisen Monoblockimplantate und proximale Komponenten Inklinationswinkel von ca. 125° bzw. 145° auf.
Der Wechsel oder Ausbau einer Prothese ohne
wesentliche Knochendefekte bzw. Femurspaltung ist
nur bei kurzem und distal nicht integriertem Stiel
möglich. Bei Implantaten müssen für die Revisionsmöglichkeit zugängliche Bohrungen oder Gewinde
(Abb. 38) für Ausziehvorrichtungen vorhanden sein
und die Vermeidung von Hinterschneidungen konstruktiv berücksichtigt werden.
32
Abb. 48 Diaphysäre Verankerung mit proximalem Femurteilersatz.
Abb. 49 Kompletter Femurersatz.
Eine Einstellung der Länge, von Varus oder Valgus,
Ante- oder Retroversion bzw. des Offset (Abb. 51-52)
wird mit modularen Halsteilen (Abb. 50) erreicht. Mit
der Verwendung dieser Teile können eine gelenkunabhängige Stielposition und eine anatomiegerechte
Gelenkgeometrie erreicht werden, sodass die Luxationshäufigkeit verringert wird.
teme. Durch die modulare Steckverbindung zwischen Kopf und Stiel sind die Verwendung unterschiedlicher Gleitpaarungen und eine variable Halslängeneinstellung und Positionierung möglich geworden. Für diese Konstruktion sind metaphysär
breite Konstruktionen erforderlich. Doppelkeilförmige
Implantate eignen sich dazu nicht.
Zu Beginn der Entwicklung (1. Generation) waren die
Stiele zusammen mit dem Kugelkopf aus einem
Stück gefertigt. Diese Implantate bedingten umfangreiche, größenbezogene Sortimente, da der Kugelkopfdurchmesser und die Halslänge des Stiels variabel waren. Dieses Handicap führte zur Einführung
des modularen Halsteils zwischen Kugelkopf und
Stiel und dadurch zur Modularität der Hüftstielsys-
Um eine Verbesserung des Bewegungsumfanges zu
erreichen, wird die Halsform anstelle in Vollprofilform
nunmehr tailliert gefertigt (Abb. 50d).
Der Konus (Abb. 26, 37) hat, bedingt durch die Festigkeitsanforderungen an die Keramik-Kugelköpfe,
beinahe einen einheitlichen Standard bezüglich
Länge und Durchmesser erreicht. Der Konus 12/14
Hüftendoprothetik
a
b
33
c
d
Abb. 50 Halsteil (a variable Halslänge, Varus-, Valgusposition, b, c Ante-, Retroversion, d taillierter Hals).
hat sich gegenüber dem Konus 14/16 mit zu geringer
Wandstärke bei 28 mm Keramikkugelköpfen in
Europa durchgesetzt. Ebenso standardisiert ist die
Steckkonusoberfläche, die mit zirkulären Rillen
versehen ist (Willmann 1993). Die Konuslänge sollte
hinsichtlich ROM nicht die Kugelkopfoberfläche
überragen, um den Vorteil der Halstaillierung nicht
aufzuheben. Die Korrektur der Anteversion ist in
Abhängigkeit von der Konstruktionstechnik stufenlos
oder in 5° bzw. 10° Schritten möglich (Abb. 46).
Die Halsachsenlänge (Abb. 26, 51, 52) ist bezüglich
ROM und dadurch zwangsläufig auch für das
Impingement eine wichtige Größe. Damit der Bewegungsumfang voll zum Tragen kommt, muss die Halslänge mindestens so groß sein, dass zwischen
Pfanne und Trochanterspitze, aber auch zwischen
den Implantaten (Kragen und Pfannenschale bzw.
Einsatz) kein Impingement möglich ist. Eine darüber
hinaus reichende Halslänge verbessert aber den
Bewegungsumfang nicht. Um eine Beinverlängerung
zu vermeiden, werden die Halslängen meistens kürzer konstruiert als anatomisch vorgegeben. Die
fehlende Länge kann durch die verschiedenen Halslängen der Kugelköpfe korrigiert werden. Bei zu lang
konstruierten Halslängen können kurze anatomische
Verhältnisse nicht mehr kompensiert werden.
Modulare Stiele und Konen optimieren die Variabilität vorhandener Stiele bei der Implantation. Dabei
kann der epi-metaphysäre Teil hinsichtlich Inklination, Ante- und Retrotorsion, Hals- und Schaftlänge
an die anatomischen Verhältnisse angepasst werden.
Dem Vorteil der Modularität können Probleme der
mechanischen Festigkeit und Korrosion gegenüberstehen.
Überlange Kugelköpfe (XL,XXL,XXXL) mit eigenen
Halsansätzen und deshalb großen Halsdurchmessern schränken das Bewegungsmaß durch eine
schlechte Kopf/Hals-Durchmesserrelation ein. Eine
zunehmende Kopf/Hals-Durchmesserrelation (Chan-
34
dler et al. 1982) verbessert den Bewegungsumfang
und vermindert die Gefahr eines Impingement. Die
Kopf/Hals-Durchmesserrelation sollte zumindest 2:1
(z. B. 28/14) betragen. 22 mm Kugelköpfe bedingen
somit einen 10/11er Konus.
Stabilisatoren
In Erkenntnis der Bedeutung der Primärstabilität der
Hüftstiele entwickelten sich laufend neue Konstruktionen als Unterstützung der bereits bekannten und
angewandten Techniken.
Zur Ableitung der axialen Kräfte und aus Gründen
der Rotationsstabilität werden Stiele mit Längsrippen (Abb. 38d, 45, 53) versehen. Diese werden meist
nicht vorgeraspelt, verdichten die Spongiosa, verbessern die proximale Krafteinleitung und dienen
auch zur Verbesserung der Kippstabilität. Die sternförmige Anordnung dieser Schaftrippen und die
konusförmige Gestalt der Verankerungsstiele sollen
eine sichere rotationsstabile und axiale Verankerung
gewährleisten. Die Finne (Abb. 46) entspricht einer
lateralen Rippe und führt zu einer Rotationssicherung. Alle diese Maßnahmen sind zusätzliche Stabilisatoren zur Optimierung der primären Stabilität.
Die Rotationsstabilität wird bei der epiphysären Verankerung durch die Oberflächengestaltung der Kappeninnenfläche, ggf. durch zusätzlich Rippen oder
Finnen, bei der metaphysären Verankerung durch
den erhaltenen Schenkelhals und den Prothesenquerschitt, bei der diaphysären Verankerung durch
den Prothesenquerschnitt (rechteckig, quadratisch),
die Oberflächenrauigkeit (korundgestrahlt, porouscoated) und die Stabilisatoren erreicht. Die axiale
Stabilität ist bei der epiphysären Verankerung durch
den großflächigen Kontakt zur Femurkopfoberfläche
und einen zentralen Führungszapfen gegeben. Bei
der metaphysären Verankerung wird die axiale Stabilität durch die Abstützung am Schenkelhals und bei
der diaphysären Verankerung durch die Konus- bzw.
Keilform des Stiels bzw. der Stabilisatoren unterstützt.
Material und Oberflächen
Als Material für den zementfreien Stiel haben sich die
beiden Titan-Schmiedelegierungen Ti 6Al 4V (ISO
5832-3) und Ti 6Al 7Nb (ISO 5832-11) durchgesetzt,
einige Prothesen werden auch aus Cobalt-Chrom
gefertigt (Semlitsch 1987, Sotereanos et al. 1995,
Bensmann 1997). Die strukturierte Oberfläche der
Titanlegierungen soll die Osseointegration bzw. die
nach proximal gerichtete Regeneration des Femurs
stimulieren.
Da die primäre Stabilität der zementfreien Stiele
durch einen Kraft-/Reibschluss erzeugt wird, ist auch
die Rauheit der Oberfläche des Schaftes wichtig. Die
aufzubringende Einschlagkraft zur Überwindung der
Gleitreibung hängt direkt davon ab. Ebenso die
Haftreibung, die es beim Ausschlagen des Schaftes
zu überwinden gilt. Distal verankerte Stiele mit direktem kortikalem Kontakt haben eine korundgestrahlte
Oberfläche oder weisen eine porous-coated Oberfläche auf. Für den proximalen Teil das Stiels werden
auch rauere Beschichtungen, teilweise mit bioaktiven
Materialien, verwendet.
Die Rauheit der Oberfläche ist insbesondere für die
sekundäre Stabilisierung durch die Osseointegration
mit direktem Zellverbund zur Implantatsoberfläche
von Bedeutung. Viele Oberflächen sind korundgestrahlt (Schuh et al. 2004) und haben eine Mittenrauigkeit (Ra) von 4 - 8 µm. Eine rauere Oberfläche
wird durch die Titanplasmaspray-Beschichtung,
Titannetze, Titankugeln oder Trabekelstrukturen erreicht. Implantate mit makrostrukturierter Oberfläche
wurden bereits frühzeitig (Lord) verwendet, die
unzureichenden Resultate der gleichzeitig verwendeten Schraubpfannen sowie Implantatbrüche haben
die Ergebnisse jedoch entscheidend beeinträchtigt
(Malchau et al. 1996, Grant et al. 2004).
Die Verwendung der geeigneten Implantate und die
Umsetzung der geplanten Revisions- bzw. Rekonstruktionstechnik sind von der vorhandenen anatomischen Situation bzw. den vorliegenden Defekten
(Paprosky 1992, D’Antonio 1993, Löhr et. al. 2001,
Elke 2003) abhängig. Ziel der Rekonstruktion ist die
Wiederherstellung anatomischer Verhältnisse mit
Erhalt der vorhandenen Knochensubstanz, von
Sehnenansätzen sowie der Gefäß-Nervenschonung,
sodass ein Wiederaufbau und der Funktionserhalt
möglich werden.
Bewegungsumfang
Junge und aktive Patienten fordern eine große
Beweglichkeit des Hüftgelenkes. Der Bewegungsumfang lässt sich durch die Wahl eines größeren
Kugelkopfes, eines schlanken (taillierten) Halsdurchmessers, eine Pfanne, die den Kopf weniger als
180° umfasst, und die Modifikation des Einsatzes
(Einlauffacette) verbessern. Große Kugelköpfe (>32
mm) haben ein größeres Range of Motion (ROM) und
dadurch ein geringeres Impingementrisiko (Scifert et
al. 1998, Kelly et al. 1998, Burroughs et al. 2005).
Durch die im Vergleich mit dem 28 mm Kugelkopf
tiefere Position in der Pfanne wird die Luxationsgefahr vermindert. Berücksichtigt muss dabei werden,
dass dadurch die Dicke des Polyethyleneinsatzes
reduziert wird. Für Keramikkugelköpfe sind zur Vermeidung eines Impingement und von Randabplatzern 32 mm Kugelköpfe gegenüber 28 mm
vorteilhafter. Mit einem großen Kopf kann bei korrekter Pfannen- und Stielposition ein optimales Bewegungsausmaß erreicht werden.
Hüftendoprothetik
35
180°
155°
145°
Co
llum
-
135°
Ac
hse
125°
115°
bz
az
cz
c
Schnittpunkt
(Zentrum des Schaftes)
a
α
90°
b
α + 90°
= CCD-Winkel
a
= Beinlängenveränderung
b
= Offset
c
= Halsachsenlänge
az
bz
= (Bein) Verlängerungszunahme
cz
= Halslängezunahme
Diaphysen - Achse
= Offsetzunahme
Abb. 51 Offset. Bei einem CCD-Winkel, der aus einem rechten Winkel (90°) zwischen der vertikalen Diaphysenachse und
einer Horizontalen durch das Schaftzentrum sowie einem Restwinkel (α) zwischen dieser Horizontalen und der Halsachse
besteht, sind der Offset (b) und die Verlängerung (a) bei einem CCD-Winkel von 135° gleich groß (α=45°). Wird α kleiner als
45°, verringert sich die Veränderung und der Offset vergrößert sich. Wird α größer als 45°, sind die Verhältnisse umgekehrt
proportional. Wird die Halsachsenlänge um cz vergrößert, so folgen die Offsetzunahme bz und Beinveränderung az den
gleichen Gesetzen. Die drei Größen Halsachsenlänge c, Offset b und die Veränderung a bilden ein rechtwinkeliges Dreieck
mit dem Rest-Winkel α. Da alle Größen variabel sind, ergibt sich ein Vielzahl an Lösungen und Konstruktionen.
36
ll
Co
um
llu
-A
CCD = 145°
se
ch
CCD = 135°
se
ch
-A
Co
m
-A
m
lu
ol
C
CCD = 125°
cz
ch
cz
se
az
cz
az
az
c
c
c
a
CCD = 125° (35° + 90°)
cz
= 4 mm
bz
az
= 3,28 mm 6,55 mm 9,83 mm
8 mm
12 mm
= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm
45°
bz
b
b
CCD = 135° (45° + 90°)
55°
90°
cz
= 4 mm
bz
az
= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm
8 mm
12 mm
= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm
b
bz
c
CCD = 145° (55° + 90°)
90°
Diaphysen - Achse
35°
90°
Diaphysen - Achse
b
Diaphysen - Achse
bz
a
a
a
cz
= 4 mm
bz
az
= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm
8 mm
12 mm
= 3,28 mm 6,35 mm 9,83 mm
Abb. 52 Offsetveränderung. Bei einem CCD-Winkel von 135° (α=45°) und einer Halsachsenverlängerung von 4 mm ergeben sich eine Offsetzunahme und eine Verlängerung von ca. 2,83 mm (b). 4 mm Halsverlängerung entsprechen einem
Kugelkopfwechsel von z. B. 32 M auf 32 L.
Bei einem CCD-Winkel von 125° ergeben sich eine Offsetzunahme von 3,28 mm und eine Verlängerung von 2,29 mm (a).
Bei einem CCD Winkel von 145° ist es umgekehrt, d. h. die Offsetzunahme ist 2,29 mm, die Verlängerung 3,28 mm (c).
a
b
c
e
d
Abb. 53 Stabilisatoren. a ventrale, dorsale, laterale, b laterale, c, d sternförmige Längsrippen, e Sleeve.
37
Implantate
Um einen Überblick über die aktuell verfügbaren
Implantate zu erhalten, wurden 25 Endoprothesenfirmen (Tab. 5) angeschrieben und gebeten eine vorgelegte Implantatklassifikation und -aufstellung zu
ergänzen bzw. zu korrigieren (Seite 38 - 56). Alle Firmen haben sich an der Umfrage beteiligt und die
Unterlagen zurück gesendet.
Tab. 5 Firmenliste
aap
Aesculap Braun
Argomedical
Biomet
Chiropro
Corin
DePuy
ESKA
Implant Service
IO
Mathys
Medacta
Merete
Orthopedic Services
Peter Brehm
Plus Orthopedics
Privelop
Smith & Nephew
Stemcup
Stryker
Symbios
Tantum
Waldemar Link
Wright
Zimmer
Hüftschäfte
78 zementierte Hüftschäfte sind erhältlich, 11 davon
als Kappenprothese, 45 als gerade Monoblockschäfte in Standardlänge oder als Langschäfte, 13 anatomische, 3 gebogene Monoblockschäfte, ein gerader,
ein anatomischer Modularschaft, 4 für den proximalen Femurersatz und einer für den kompletten Femurersatz.
140 zementfreie Hüftschäfte sind verfügbar. Für den
epiphysären Ersatz werden 2 zementfreie Kappenprothesen, 4 Druckscheiben bzw. Zugankerprothesen angeboten.
Für die metaphysäre Verankerung mit Monoblockschäften stehen 53 Implantate zur Verfügung, davon
sind 41 gerade Schäfte, 8 sind kurz, 31 werden in
Standardlänge und 2 als Langschaft angeboten. Bei
den anatomischen Monoblockschäften sind 2 kurz,
3 haben eine Standardlänge. Außer geraden und
anatomischen Monoblockschäften sind auch
2 Custom Made Implantate erhältlich. Die metaphysäre Verankerung kann mit 5 modularen Implantaten
erfolgen, davon sind 3 gerade, 2 anatomisch.
Ergebnisse:
Zementierte Hüftpfannen
64 zementierte Pfannen werden angeboten, davon
sind 29 Vollprofilpfannen, eine hat einen sektoralen
Ausschnitt, 7 haben Abstandshalter, 15 verfügen
über einen Schnappmechanismus (Brunswick-Typ),
10 sind Flachprofilpfannen, 3 gehören zum Flange
Cup Typ.
Zementfreie Hüftpfannen
Bei den zementfreien Pfannen sind 8 Implantate
Monoblockpfannen aus Polyethylen mit Beschichtung (n=4) bzw. aus Polyethylen mit metal-backed
Außenfläche (n=4).
12 zementfreie Metallschalen werden für die MetallMetall-Gleitpaarung eingesetzt.
79 hemisphärische, hemisphärisch - abgeflachte,
elliptische, polseitig flache oder längsovale Pressfitpfannen sind verfügbar. Die überwiegende Anzahl
der Pfannen hat Bohrungen, einige (n=9) sind ohne
Bohrung.
Im Vergleich mit Pressfitpfannen werden Schraubpfannensysteme in geringerem Maße (32 Implantate)
angeboten.
Für die zementfreie Pfannenrekonstruktion stehen
5 Systeme zur Verfügung. 21 Hybridsysteme
(zementfreie Fixierung am Acetabulum, zementierte
Polyethylenpfanne) werden verwendet. Ein Pfannenersatz ist mit 4 Systemen möglich.
Für die meta-diaphysäre Verankerung kommen
51 Implantate zum Einsatz, davon 33 gerade, 11 anatomische Monoblockschäfte und 7 gerade Modularschäfte.
Für die diaphysäre Verankerung stehen 26 Implantate zur Verfügung, davon sind 3 gerade Monoblocks,
einer ist anatomisch. Weiters 9 gerade Modularschäfte, 4 proximale Femurersatzprothesen und
9 anatomisch modulare Implantate.
Ein kompletter Femurersatz ist mit 6 zementfreien
Implantaten möglich.
Hüftpfannen
38
Zementfrei
Zementiert
Pressfit
Monoblock
Vollprofil
Polyethylen-Titanbeschichtet
HA-beschichtet
RM Classic (Mathys)
RM Classic Metal/Metal (Mathys)
RM Vollprofil (Mathys)
RM Revision (Mathys)
Apricot (Medacta)
IP (Link)
CCB (Mathys)
CORON (tantum)
CPS m. Spacer (Biomet)
Duramer (Wright)
Exeter (Stryker)
ic-Hüftpfanne Müller (Implantcast)
Kerboull (Stryker)
Müller-Pfanne (aap)
Müller (Biomet)
Müller (Peter Brehm)
Müller (Smith & Nephew)
Müller (Stryker)
Müller (Wright)
Müller Full Profile (Zimmer)
Müller ohne Schnapp (Chiropro)
Müller Standard™ (Merete)
Müller Standard II (Implant-Service)
Müller Voll (Stemcup)
PE-Plus (Plus Orthopedics)
PE C-Hüftpfanne Standard (ESKA)
PE C-Hüftpfanne 10° asymmetrisch (ESKA)
SHP (Biomet)
SPC (Zimmer)
Trident All Poly (Stryker)
Triloc® II (DePuy)
Typ M (Argomedical)
Vektor-PE-Pfanne (Peter Brehm)
Weber (Zimmer)
mit Abstandshalter
Abb. 54
Cone (Medacta)
Contemporary (Stryker)
Lpp Cup (implantcast)
Lubinus (Link)
Müller Centric™ (Merete)
Reflection All Poly (Smith & Nephew)
Ultima® (DePuy)
ZCA (Zimmer)
Hüftpfannen
Zementfrei
39
Zementiert
Pressfit
Monoblock
mit Schnappmechanismus
Polyethylen - Metal backed
Hemisphärisch
TM Monoblock (Zimmer)
Marburg (Zimmer)
Polyethylen - Metal backed
Hemisphärisch abgeflacht
Morscher Pressfit (Zimmer)
Novafit (Zimmer)
Brunswick (Biomet)
Brunswick (Impant Service)
Brunswik (Peter Brehm)
Brunswick (Stryker)
Brunswick PE (Zimmer)
ic-Hüftpfanne Schnapp (implantcast)
Müller (Peter Brehm)
Müller (Wright)
MüllerCentric™ (Merete)
MüllerCentric™ m. Abstandshalter (Merete)
Müller mit Schnapp (Chiropro)
Müller Schnapp-Pfanne (Stemcup)
Müller Standard™ (Merete)
PE C-Hüftpfanne mit Schnappeffekt (ESKA)
PE-Pfanne mit Schnappmechanismus (Plus Orthopedics)
Flachprofil
ohne PE (für Metall-Metall-Gleitpaarung)
ADEPT (Finsbury)
ASR™ (DePuy)
BHR (Smith & Nephew)
Conserve Plus (Wright)
Cormet (Corin)
CRM (Symbios)
Durom (Zimmer)
ICON (IO International Orthopaedics)
M2a-38 (Biomet)
Maximom (Symbios)
RECON (IO International Orthopaedics)
ReCup (Biomet)
LPP-cup (Implantcast)
Müller flach 0°/10° (ATI)
Müller Pfanne flach (Peter Brehm)
Müller II flach (Implant Service)
Müller Flach (Stemcup)
Müller Flachprofilpfanne (Zimmer)
Müller II Flachprofilpfanne (Plus Orthopedics)
PE-Cup (Zimmer)
PE-Pfanne (Aesculap)
ZCA (Zimmer)
Flanged Cup
Abb. 55
Contemporary Flanged (Stryker)
Cotyle á Cimenter (Symbios)
ZCA (Zimmer)
Hüftpfannen
40
Zementfrei
Pressfit
Modular
Hemisphärisch
mit Bohrung
ohne Bohrung
ABG II (Stryker)
April (Symbios)
ALPHA Cera-Fit (Corin Germany)
Hilock Line (Symbios)
ALPHA Lock Plus (Corin Germany)
Hilock Plus (Symbios)
Argo Cup (Argomedical)
BF Pressfit (Chiropro)
Ceraco (implantcast)
CL Metallsockel ESKA-Bionik® System
CL Metallsockel Dysplasie ESKA-Bionik® System
CL Metallsockel Schraubenfixation ESKA-Bionik® System
CORON PF (tantum)
DACUP-Pfanne (privelop)
DSP (Orthopedic Services)
Duraloc® Option (DePuy)
EL-Pfanne (Plus Orthopedics)
ic-PressfFit Pfanne Revision (implantcast)
Interfit (Smith & Nephew)
Interfit Ceramic (Smith & Nephew)
Interseal (Wright)
ISB (Implant Service)
Lineage (Wright)
Pinnacle™ (DePuy)
Phönix-Titanpfanne (Peter Brehm)
Polarcup (Plus Orthopedics)
Reflection Rough Coat (Smith & Nephew)
Reflection Rough Coat Ceramic (Smith & Nephew)
RM Pressfit (Mathys)
RM Pressfit Metal-Metal (Mathys)
seleXys PC (Mathys)
seleXys TH (Mathys)
seleXys TPS (Mathys)
SL Titanium Shell (Zimmer)
Spider Cup (Biomet)
Trilogy (Zimmer)
Trident Hemispherical (Stryker)
Trident PSL (Stryker)
VarioCup (aap)
Wagner Standard (Zimmer)
Mit Gewindebohrung
Multicup (Merete)
Abb. 56
Hüftpfannen
41
Zementfrei
Pressfit
Modular
Hemisphärisch abgeflacht
mit Bohrung
ohne Bohrung
Allofit (Zimmer)
ANA-NOVA-Pfanne (Plus Orthopedics)
Apricot (Medacta)
BetaCup (Link)
BSC (Stemcup)
Cepthar (implantcast)
CERAFIT ”Triradius” (Ceraver)
Ehc-E (Wright)
EP-Fit Plus (Plus Orthopedics)
EP-Fit Plus (Plus Orthopedics)
Fitmore (Zimmer)
L-Cup (Biomet)
MPF (Plus Orthopedics)
MPF (Plus Orthopedics)
NCC-Titan (Peter Brehm)
Plasmacup MSC (Aesculap)
Plasmacup NSC (Aesculap)
Plasmacup SC (Aesculap)
Plasmacup delta (Aesculap)
Rimcup (Biomet)
Procotyl E (Wright)
St. Nabor (Zimmer)
Procotyl O (Wright)
Hemisphärisch abgelflacht - Teilprofil
T.O.P. (Link)
Expansionspfanne
Apricot (Medacta)
CLS (Zimmer)
expanSys® (Mathys)
expanSys® Metal-Metal (Mathys)
Abb. 57
Hüftpfannen
42
Zementfrei
Pressfit
Modular
Elliptisch
mit Bohrung
ohne Bohrung
®
Duraloc 100 (DePuy)
Duraloc® 300 (DePuy)
Duraloc® 1200 (DePuy)
Duraloc® Bantam (DePuy)
Duraloc® Sector (DePuy)
TM (Zimmer)
Versafitcup (Medacta)
Versafitcup (Medacta)
Hemisphärisch polseitig flach
CL-Metallsockel Kapuziner (ESKA)
GSC-Interlock (Stemcup)
Längsoval
BOFOR (Plus Orthopedics)
CL Metallsockel mit Lasche zur Schraubenfixation (ESKA)
CL Cranialsockel zur Schraubenfixation (ESKA)
CL Cranialsockel zur Schraubenfixation, kurze Lasche (ESKA)
CL Cranialsockel zur Schraubenfixation, Lasche (ESKA)
LOR (Zimmer)
Procotyl E (Wright)
S-ROM® Oblong (DePuy)
WINX Revisionspfanne (implantcast)
Abb. 58
Hüftpfannen
Zementfrei
Rekonstruktion
Bat Cup (Biomet)
Hilock Revision (Symbios)
Hilock 3L (Symbios)
MRS-Titan (Peter Brehm)
Octopus™ (DePuy)
Pfannenersatz
CL Cranialsockel mit Darmbeinzapfen (ESKA)
LINK McMinn, Acetabulum Rekonstruktionspfannensystem (LINK)
Sockelpfanne (Zimmer)
Sattelprothese (Link)
Abb. 59
43
44
Hüftpfannen
Zementfrei/Zementiert (Hybrid)
ARR-Titan m/o Haken (Peter Brehm)
Bösch Acetabulumverstärkungsring (Biomet)
Burch-Schneider (Zimmer)
CCE (Mathys)
Contour Pfannendachschale (Smith & Nephew)
Contour Stützring (Smith & Nephew)
CT Stützschale (Orthopedic Services)
Dachschale (Merete)
GAP (Stryker)
Kreuzschale (Merete)
Mainstream Burch-Schneider Stützring (Biomet)
Mainstream Müller-Pfannendachschale (Biomet)
Original M.E.M. Pfannendachschale (Zimmer)
Pfannendachschale mit Haken (Zimmer)
Pfannen-Rekonstruktionsring (Aesculap)
Reko-Stützpfanne (Plus Orthopedics)
Restoration Gap II (Stryker)
RS Stützschale (Orthopedic Services)
Smiley-Stützpfanne (Plus Orthopedics)
Titanstützschale Protrusio (DePuy)
Ultima® Pfannendachschale (DePuy)
Vollkorb mit Rand (Merete)
Abb. 60
Hüftpfannen
Zementfrei
Schraubpfannen
Modular
Zylindrisch-sphärisch
CLW (Zimmer)
TYP V (LINK)
Konisch
Alloclassic Zweymüller CSF (Zimmer)
Axis (Smith & Nephew)
Dialoc Schraubpfanne (implantcast)
PPF (Biomet)
SC (Stemcup)
Konisch gestuft
Lamella (Zimmer)
Konisch, parabol abgeflacht
Alloclassic Variall (Zimmer)
Bikonisch
Bicon Plus Standard (Plus Orthopedics)
Bicon Plus Porose (Plus Orthopedics)
Parabol
HI (Plus Orthopedics)
Parabol (Chiropro)
SSC (Stemcup)
Hemisphärisch
ACA (Zimmer)
Biosphere I® (aap)
Biosphere II® (aap)
DS (Chiropro)
Hofheim (Arge)
Rotacup (Mathys)
S-Cup (Biomet)
SMG (aap)
Spirofit (DePuy)
Hemisphärisch abgeflacht
Benefit (Stemcup)
Cepthar SC (implantcast)
Lamella (Zimmer)
Procotyl W (Wright)
Schraubring SC (Aesculap)
Abb. 61
Spirofit Bantam™ (DePuy)
Trident Arc2F (Stryker)
Trident TC (Stryker)
Zintra (Zimmer)
45
46
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Epiphysäre Verankerung
Kappenprothese
CL-Kappe Silver ESKA-Bionic® System (ESKA)
• Nail
• Profi
ACCIS (implantcast)
Adept (Finsbury)
ASR (DePuy)
BHR - Birmingham Hip Resurfacing
(Smith & Nephew)
C-Kappe Silver ESKA-Bionic® System (ESKA)
Conserve Plus (Wright)
Cormet (Corin)
Durom Hip Resurfacing (Zimmer)
ICON (IO-International Orthopedics)
ReCap (Biomet)
RECON (IO-International Orthopedics)
Metaphysäre Verankerung
Adaptierte Druckscheibenprothese
(Orthopedic Services)
CL-Cut ”A” (ESKA)
Druckscheibenprothese (Zimmer)
Zugankerprothese (Implant Service)
Abb. 62
47
Hüftschäfte
Zementfrei
Metaphysäre Verankerung
Monoblock
gerade
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
a
b
a
c
b
b
a
CL-Cut „M” (ESKA)
CL-GHEs (ESKA)
Mayo (Zimmer)
Metha (Aesculap)
Merion (Merioplant)
Nanos (Plus Orthopedics)
privelop (privelop AG)
VEKTOR-Titan Kurzschaft (Peter Brehm)
b
Alpha Cerafit (Alphanorm)
Antea (Argomedical)
ARCAD HA (Symbios)
ArgoTEP (Argomedical)
Bi-Metric (Biomet)
Bicontact (Aesculap)
CBC (Mathys)
CERAFIT ”multicones” R / H-A.C. (Ceraver)
CLS Spotorno (Zimmer)
CTX-S (Orthopedic Services)
EcoFit (implantcast)
ENDON (tantum)
Enosis (Plus Orthopedics)
Excia (Aesculap)
Future Hip (DePuy)
G2 (DePuy)
GSS-System CL (Mathys)
GSS-System CO (Mathys)
Metabloc (Zimmer)
M/L Taper (Zimmer)
Proxifit (Mathys)
Proxy Plus (Plus Orthopedics)
Abb. 63
48
Hüftschäfte
Zementfrei
Metaphysäre Verankerung
Monoblock
gerade
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
a
b
c
a
b
b
b Fortsetzung
Spartakus (Smith & Nephew)
Synergy HA (Smith & Nephew)
Synergy Porous (Smith & Nephew)
Synergy Porous Plus HA (Smith & Nephew)
Synergy Ti Pressfit (Smith & Nephew)
twinSys (Mathys)
VEKTOR-Titan (Peter Brehm)
Versys FMT (Zimmer)
Wagner Cone Prosthesis (Zimmer)
c
Bicontact Revisionsschaft (Aesculap)
CL-GHE Revisionsstiel (ESKA)
Monoblock
anatomisch
a) kurz (Kurzstiel)
b) mittel (Standard)
a
b
a
CFP (Link)
Proxima (DePuy)
b
Antega (Aesculap)
BSC (Stemcup)
Eumetric (DePuy)
Abb. 64
49
Hüftschäfte
Zementfrei
Metaphysäre Verankerung
Monoblock
Custom made
CT3D-A (Orthopedic Services)
CTX (Orthopedic Services)
Modular
gerade
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
a
b
c
b
Mutars RS (implantcast)
SPS Modular (Symbios)
S-Rom (DePuy)
Modular
anatomisch
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
a
Abb. 65
b
c
b
VarioFit (aap)
c
S-Rom (DePuy)
50
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Meta-diaphysäre Verankerung
a
Monoblock
gerade
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
b
c
a
privelop (privelop)
b
Alpha Fit (Alphanorm/Corin)
Alloclassic Variall (Zimmer)
Alloclassic Zweymüller SL0 (Zimmer)
Apricot (Medacta)
BetaCone (Link)
CBH (Mathys)
Cera-Fit (Alphanorm/Corin)
Ceraco (implantcast)
Corail (DePuy)
CTW Classic Schaft Titan (Merete)
DIALOC (implantcast)
Echelon (Smith & Nephew)
GAP MK I (Alphanorm/Corin)
GAP MK II (Alphanorm/Corin)
IntraBlock Twin System (Merete)
Monocon (Falcon)
Platform (Smith & Nephew)
PPF (Biomet)
SCS-Standard (Stemcup)
SCL-Lateral (Stemcup)
SI-Schaft (Implant-Service)
SL-Plus (Plus Orthopedics)
SL-Plus Lateral (Plus Orthopedics)
SPS Standard (SYMBIOS)
c
Alloclassic Zweymüller SLL (Zimmer)
Bicontact Revision (Aesculap)
CL-GHE Revisionsstiel mit elastischer
Stielverlängerung (ESKA)
Echelon (Smith & Nephew)
KAR (DePuy)
REEF (DePuy)
SCR-Revision (Stemcup)
SLR-Plus (Plus Orthopedics)
Abb. 66
b
c
b
ANTEA (Argomedical)
Apricot (Medacta)
Basis Primär (Smith & Nephew)
Basis CL (Smith & Nephew)
Bicontact (Aesculap)
Bi-Metric (Biomet)
Ceraco (implantcast)
CoCr Geradschaft (Chiropro)
CORON (tantum)
CPCS (Smith & Nephew)
CPS (Plus Orthopedics)
CPT (Zimmer)
CS-Plus (Plus Orthopedics)
EcoFit (implantcast)
EndoClassic II (Merete)
Endo-Modell Dysplasie (Link)
Endo-Modell Standard Mark III (Link)
Endo-Modell XL (Link)
Eumetric (DePuy)
Excia (Aesculap)
G2 (DePuy)
Geradschaft PLUS (Plus Orthopedics)
ic-Geradschaft (implantcast)
IntraBlock Twin Stem (Merete)
LC (Plus Orthopedics)
Mannheim-Schaft (Plus Orthopedics)
Metabloc (Zimmer)
MS 30 (Biomet)
MS 30 (Zimmer)
Müller Geradschaft (Merete)
Müller Geradschaft (Plus Orthopedics)
Original M. E. Müller (Zimmer)
OSTEAL (Ceraver)
Spectron CDH (Smith & Nephew)
Spectron EF (Smith & Nephew)
Universalschaft (Peter Brehm)
Zementkanalprothese (Aesculap)
51
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Meta-diaphysäre Verankerung
a
Monoblock
gerade
a) kurz (Kurzschaft)
b) mittel (Standardschaft)
c) lang (Langschaft)
b
b
c
c
c Fortsetzung
CSL-Plus (Plus Orthopedics)
Endo-Modell Reoperationsprothesenschaft (Link)
Erlanger Langschaftprothese MS 30 (Chiropro)
ic-Langschaft (implantcast)
M-Mark II (Merete)
RPC-Langschaft (implantcast)
Spectron LS Revisionsschaft (Smith & Nephew)
Universalschaft Typ Erlangen (Peter Brehm)
Monoblock
anatomisch
ABG II (Stryker)
AHP (Implant-Service)
Cenos (Biomet)
CL-Hüftstiel „GHE” (ESKA)
CL-Hüftstiel „G2” (ESKA)
ECO-Modular (Plus Orthopedics)
Eumetric (DePuy)
ISB (Implant-Service)
Optan (Zimmer)
SBG (Plus Orthopedics)
SPS STANDARD (SYMBIOS)
Abb. 67
AJS (implantcast)
Anatomic C (implantcast)
Anatomic C Langschaft (implantcast)
AS-Plus (Plus Orthopedics)
BSC (Stemcup)
C-Hüftstiel „GHE” (ESKA)
C-Hüftstiel „G2” (ESKA)
CAP (Peter Brehm)
Enosis (Plus Orthopedics)
IPA (Plus Orthopedics)
Olympia (Biomet)
Optan (Zimmer)
SP II (Link)
52
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Meta-diaphysäre Verankerung
Monoblock
gebogen
Müller Bogenschaft (Chiropro)
VEKTOR-CoCr (Peter Brehm)
Weber (Zimmer)
Abb. 68
53
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Meta-diaphysäre Verankerung
Modular
gerade
C-Adapterhüftstiel „GHE” (ESKA)
Anca-Fit (Wrigth)
CL-Adapterhüftstiel „GHE” (ESKA)
CL-Adapterhüftstiel „G2” (ESKA)
Endo-Modell Rundschaftprothese modular (Link)
Mutars RS Kent (implantcast)
S-ROM (DePuy)
SPS (SYMBIOS)
Modular
anatomisch
VarioFit (aap)
Abb. 69
54
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Diaphysäre Verankerung
Monoblock
gerade
CBK (Mathys)
Solution (DePuy)
Wagner SL Revision (Zimmer)
Monoblock
anatomisch
Solution (DePuy)
Abb. 70
55
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Diaphysäre Verankerung
Modular
gerade
Helios (Biomet)
Modular Plus (Plus Orthopedics)
MP (Link)
MRP-Titan (Peter Brehm)
Mutars Revision (Implantcast)
Prevision Revision (Aesculap)
Profemur (Wright)
Revitan (Zimmer)
Symbios Modularer Revisionsschaft (Symbios)
Proximaler Femurteilersatz
Endo-Modell Modularer Proximaler Ersatz (Link)
Mecroset (Biomet)
MML Proximaler Femurersatz (ESKA)
MUTARS proximaler Femur (implantcast)
Abb. 71
Endo-Modell Proximaler Femurersatz (Link)
MML Proximaler Femurersatz (Smith & Nephew)
MUTARS proximaler Femur (implantcast)
Sepctron P3 Revisionsschaft (Smith & Nephew)
56
Hüftschäfte
Zementfrei
Zementiert
Diaphysäre Verankerung
Modular
anatomisch
Helios (Biomet)
Modular Plus (Plus Orthopedics)
MP (Link)
MRP-Titan (Peter Brehm)
Mutars Revision (Implantcast)
Prevision Revision (Aesculap)
Profemur (Wright)
Revitan (Zimmer)
Symbios Modularer Revisionsschaft (Symbios)
Kompletter Femurersatz
Femoraler Totalersatz (Link)
LPS (DePuy)
MML Femoraler Totalersatz (ESKA)
MUTARS intramed. Femurtotalersatz (implantcast)
MUTARS totaler Femurersatz (implantcast)
OSS (Biomet)
Abb. 72
MUTARS intramed. Femurtotalersatz
(implantcast)
57
Ergebnisse und
Diskussion
Zementierte Hüftpfannen
Mit zementierten Pfannen (Abb. 73, 74) werden sehr
gute Langzeitresultate erzielt (Schulte et al. 1993,
Neumann et al. 1994, Callaghan et al. 2000, Klapach
et al. 2001, Wroblewski et al. 2002, Tab. 6). In den
Langzeitresultaten mit der Charnley Pfanne zeigen
sich aber auch zunehmend Säume und aseptische
Lockerungen (Garcia et al. 1997, Callaghan et al.
1998, Smith et al. 2000, Tab. 6). Besonders die mit
der Technik der 1. Generation eingebrachten Implantate ergaben hohe Lockerungsraten, die bereits nach
8-10 Jahren auftraten und kontinuierlich zunahmen
(Harris 1993, Morscher und Schmassmann 1983).
Pfannenversager treten vermehrt bei Männern mit
starker körperlicher Belastung, bei jungen und aktiven Patienten (Morrey et al. 1989, Mulroy und Harris
a
1990, Mulroy et al. 1995, Sullivan et al. 1994) und bei
rheumatoider Arthritis (Wessinghage und Kißlinger
1996) auf. Zudem haben auch Patienten über
80 Kilogramm ein deutlich höheres Versagensrisiko
(Eftekhar 1987). Nach 20 Jahren werden Saumbildungen in mehr als 50% beschrieben (Sochart und
Porter 1997, SE Smith et al. 2000).
Aufgrund der mit dem Knochenzement aufgetretenen
Probleme mit Lockerung und PMMA induzierten
Osteolysen wurde dafür der Begriff “cement disease”
geprägt (Jones und Hungerford 1987). Die beim
Zementieren entstehende Reaktionswärme ist als
Ursache für Lockerungen angesehen worden (Jensen
et al. 1991), da durch die relativ hohen Temperaturen
und die toxische Wirkung (Bösch et al. 1982) in ca.
10% Knochennekrosen entstehen (Toksvig-Larsen et
al. 1991, Stürup et al. 1994). Die Änderungen der
Temperatur beeinflussen die chemischen und mechanischen Zementeigenschaften, sodass schlechte klinische Ergebnisse daraus resultierten (Riegels-Nielsen et al. 1995, Suominen 1995, Nilsen und Wiig
b
Abb. 73 Protek Polyethylenpfanne Müller (a, b)
a
Abb. 74 Polyethylenpfanne Lubinus (a, b)
b
Chen
Friesecke
Partio
Ochsner
Spectron
Metal-backed
St. Georg MK I
MK II
Lubinus
Müller
2002
1994
2002
1998
1998
1998
Callaghan
Smith SW
1999
Wroblewski
All-poly,
Harris
2002
Berry
Charnley
Jahr
Autor
Prothesentyp
Tab. 6 Zementierte Hüftpfannen
115
444
891
86
161
84
65
72/93
320
461/2000
Nachuntersuchungen/
Operationen
67,3
64
67,4
61
< 50
43
63
Alter
(Jahre)
min. 10
10,2
20
10
10,1
17
20-25
22,8
25
FU
11,5%
18,4%
9,2%
17%
29%
23%
19%
4,1%
Revisionsrate
98,0%
96,0%
90,0%
99,0%
90,0%
88,0%
92,7%
71,0%
91,5%
93,6%
88,4%
90,0%
79,0%
68,0%
76,0%
77,5%
80,9%
86,5%
68,7%
100,0%
ÜLR
Pfannenwechsel
Pfannenwechsel
(26%) radiologisch locker
Jahre
Jahre
Jahre
5 Jahre
10 Jahre
15 Jahre
5 Jahre
10 Jahre
kleine Pfannen
große Pfannen
18 Jahre
10 Jahre
10 Jahre
12 Jahre
31,6% radiologisch locker
28
23
17
15
17
20
25 Jahre - aseptischer Pfannenwechsel
15% radiologisch locker
7,5% Gesamt (2,5% Stiel,
0,3% Fraktur
0,3% Luxation
0,3% Infektion)
Reoperationen
Implantatrevisionen
aseptische Lockerung
< 40 Jahre
> 80 Jahre
Bemerkungen
58
59
1996). Auf Grund der durchgeführten Studien kann
angenommen werden, dass die Reaktionswärme
nicht die alleinige Ursache für Säume und Pfannenlockerungen ist.
Um die Probleme bei modularen Systemen auszuschalten und den Knochen-Implantatsverbund noch
weiter zu verbessern, werden Monoblockpfannen
aus Tantal implantiert.
Mit der von G. Selvik (Baldursson et al. 1979) eingeführten Radiostereophotogrammetrie (RSA) konnte
gezeigt werden, dass die Pfannenlockerung bereits
frühzeitig beginnt (Mjöberg et al. 1986). Die RSA
ermöglicht es, kleine Translationen und Rotationen
mit großer Genauigkeit zu erkennen (Kärrholm und
Snorrason 1992), bedingt aber hohen zeitlichen und
finanziellen Aufwand. Mit Ein-Bild-Röntgen-Analyse Untersuchungen (EBRA, Krismer et al. 1995) wurde
die Korrelation von frühzeitiger Implantatsmigration
und verringerter Überlebensrate nachgewiesen (Krismer et al. 1996, Hendrich et al. 2002).
Die Ergebnisse mit längsovalen Pfannen (Köster et
al. 1998) in der Revisionschirurgie zeigen bereits
zufriedenstellende mittelfristige Resultate, langfristige Ergebnisse stehen noch aus.
Da die mit moderner Zementiertechnik erreichten
Ergebnisse unterschiedlich sind, muss hier insbesondere der Operationstechnik vermehrt Beachtung
geschenkt werden. Die Bedeutung der Operationstechnik kommt darin zum Ausdruck, dass die nur von
einem Operateur durchgeführten Hüftarthroplastiken
bessere Ergebnisse hatten (DeLee und Charnley
1976, Schulte et al. 1993, Creigthon et al. 1998). Das
unvollständige Eindringen von Knochenzement in die
Sklerose (Ranawat et al. 1995), die weitgehende Entfernung der Sklerose mit vermehrter Pfannenwanderung oder die frühzeitige Darstellung eines
Saumes (Ritter et al. 1999) korreliert mit einer deutlichen Erhöhung der Lockerungsrate. Bedingt durch
unzureichende Zementpenetration und Eindringen
von Flüssigkeiten ins Interface kommt es zu Säumen
und Lockerungen. Zudem erhöht der Abrieb die
Pfannenwanderung (Schmalzried et al. 1992).
Druckzementierte Pfannen zeigen langfristig eine
geringere Lockerungsrate (Fowler et al. 1988), dennoch kommt es zu Säumen und Revisionen (Mulroy
und Harris 1990, Mulroy et al. 1995).
Mit Pressfitpfannen scheinen sich bei Pfannendachplastiken, die längerfristig höhere Revisionsraten
haben, günstigere Ergebnisse als mit zementierten
Pfannen abzuzeichnen.
Mit schraubenlosen Pfannenrekonstruktionen können gute klinische Resultate erreicht werden. Die
Voraussetzung für den Erfolg dieser Methode ist eine
stabile Dreipunktauflage auf solidem, vitalem Knochen mit peripherem Pressfit (Elke et al. 2003).
Mit Pfannendachschalen, Laschenschalen oder modularen Revisionspfannen werden gute mittel- und
langfristige Ergebnisse erzielt (Ochsner 2002, Abb. 18).
Mit der von frisch gefrorenem, gemahlenem Knochen
abhängigen Impaction grafting Technik wurden im
Tierexperiment gute knöcherne Einwachsraten erreicht. Die klinischen Resultate scheinen dies zu
bestätigen. Wird das Rotationszentrum um weniger
als 2 cm nach cranial verlagert und darauf geachtet,
dass keine Lateralisation auftritt, sind gute klinische
Ergebnisse zu erwarten. Große strukturelle Allografts zeigten kurzfristig zufriedenstellende Resultate, mittelfristig werden aber hohe Versagerraten bei
direkter Belastung beschrieben. Die Einwachstiefe in
große Allografts beträgt histologisch nur wenige Millimeter. 50% der tragenden Oberfläche von autologem Beckenknochen sollten vorhanden sein, um das
Allograftversagen zu verhindern. Tragende Allografts
sollten durch Pfannendachimplantate geschützt werden.
Zementfreie Hüftpfannen
Pressfitpfannen
Schraubpfannen
Die Ergebnisse mit modularen Pressfitpfannen der
2. Generation (Tab. 7, 8) sind insbesondere bei Erstoperationen überzeugend. Auch die Erfolge mit
Hydroxylapatit-beschichteten Pressfitpfannen sind
belegt.
Die Ergebnisse mit Schraubpfannen der ersten
Generation prägen noch immer die Vorstellung von
diesen Pfannen. Demgegenüber haben Implantate
der zweiten Generation bei Erstoperationen nach
10 Jahren Überlebensraten von 93%-99% (Tab. 10-11).
Zementfreie Monoblockpfannen haben sich wegen
niedriger Revisionsraten sowohl bei Erst- als auch
Wechseloperationen langfristig bewährt (Elke et al.
2003, Hinrichs et al. 2001, Tab. 9, Abb. 14c) und zeigen zudem wenig radiologische Lockerungszeichen.
Implantate mit gleichem Prothesendesign und der
Verwendung von Titan anstelle von Cobalt-ChromMolybdän sowie bearbeiteter Oberfläche bzw. mit
Abdeckung freiliegender Polyethylenflächen konnten
hinsichtlich Lockerung bzw. Revisionsrate entscheidende Verbesserungen erzielen.
Harris Galante I
AML
Prothesentyp
2004
2004
2004
2001
2004
2000
2002
Parvizi
Gaffey
Templeton
Hallstrom
Inoue
Hendrich
65
27/30
122/188
32/61
62/120
90
120
52
174/223
1997
1999
223
Nachuntersuchungen/
Operationen
2001
Jahr
Callaghan
Kim
Engh
Autor
Tab. 7 Ergebnisse - Pressfitpfannen (modular)
52,3
54,6
57,5
47,6
55
Alter
(Jahre)
E
E
W
W
E
E
E
E
E
E
E/W
10,2
11,3
12
12,9
13-15
14,9
15
11,3
11
13,9
FU
(Jahre)
8,3%
15%
04%
2,5%
15%
7%
5,4%
Revisionsrate
100%
070%
088%
81%
94%
91,9%
95,7%
92%
ÜLR
11 Jahre
5 Wechsel, 2 Lockerungen
12 Jahre - nicht gewanderte Implantate
12 Jahre - gewanderte Implantate
Inklination 38,7°
7,4% Skleroselinien
18/122 Gesamtrevisionsrate
5/122 asept. Lockerung
8 sind locker (gesamt 13/122)
2 (3%) aseptische Lockerungen
8 PE-Einsatzwechsel
15 Jahre - Gesamtrevisionen
Osteolysen, Abrieb, Luxation
0,15 mm/Jahr Abrieb
3/70 Revisionen Osteolyse
5/70 Acetabulumosteolysen
2 Einsatzluxationen
1 tiefer Infekt
1 Psoasimpingement
1 heterotope Ossifikation
11 Femurrevisionen
mechanisches Versagen
3 Pfannenwechsel
(Osteolyse, Lockerung)
8 Pfannenrevisionen
10 Pfannenwechsel (5%) wegen
Polyethylenabriebs
7 Pfannen radiologisch locker,
davon 4 (2%) gewechselt
Bemerkungen
60
2001
Spicer
Hellmann
Köster
Christie
Schoellner
Osteoloc
Omnifit
LOR
Triflange cup
Sockelpfanne
2000
2001
1998
1999
2002
2002
Kim
2003
Wilkinson
1999
Böhm
2002
2001
Archibeck
Badhe
1999
Jahr
Clohisy
Autor
Duraloc
100/200
100
Plasmacup
Harris-Galante I
Prothesentyp
48/49
67/78
102/109
76
158/199
140
70/70
60
128
149/153
38
78/92
196/237
Nachuntersuchungen/
Operationen
Tab. 8 Ergebnisse - Pressfitpfannen (modular) - Fortsetzng
68,2
45
62,5
46,6
39,9
51
70,8
61
52
59
Alter
(Jahre)
W
W
W
E
E
E
E
E
E
W
E
E
E/W
2,6
4,4
3,6
10
7,6
6,3
7,8
6
6,8
4,5
10
10
FU
(Jahre)
1,3%
2%
2,7%
18,4%
2,6%
4%
Revisionsrate
98,1%
73%
94,4%
96%
ÜLR
1 Prothesenausbau (Infektion)
4 Luxationen (1 Wechsel auf
Sockelpfanne mit Schnappvorrichtung)
6 (7,8%) Revisionen wegen Luxationen
2 aseptische Lockerungen
8 Jahre
1 aseptischer Pfannenwechsel
3 Acetabulumosteolysen
2 Einsatzwechsel
2 Acetabulumosteolysen
2 Pfannenwechsel (1 Infektion,
1 Luxation)
7% femorale Osteolysen
3 Revisionen
(2 Luxationen, 1 Infektion)
4 Revisonen (HA coated)
3 instabil
aseptische Lockerung
worst case
2 Pfannen gewechselt (1 Luxation,
1 Lockerung), 1 Osteolyse
8 Pfanenwechsel
(3 Dissoziationen des Einsatzes,
1 Bruch des Verankerungshakens
3 bei Stielwechsel, 2 Osteolysen)
8 Einsatzwechsel bei Stielwechsel
9 (5%) Osteolysen, 1x Spongiosaplastik
8 unvollständige Säume
2 vollständige Säume
1/528 Schraubenbruch
1 Spätinfekt
Bemerkungen
Hüftendoprothetik
61
Weber
Marchetti
Thomas
Doets
Doets
v. Foerster
Optifix
Fitek
Kapuziner
EPF-Plus
EPF-Plus
T.O.P.
2005
2006
2006
2006
2005
2000
2004
1997
Morscher
Blencke
2003
Elke
RM
2001
Acklin
Press-Fit cup
(Morscher)
2001
Jahr
Hinrichs
Autor
Marburg
Prothesentyp
106
42/42
412/423
310/345
127/198
307
226/280
123/171
71/126
159/259
Nachuntersuchungen/
Operationen
Tab. 9 Ergebnisse - Pressfitpfannen (Monoblock)
54,9
69
66
64
61,2
67,3
71
70
66
62
Alter
(Jahre)
E
W
E
E/W
E
E
E
E
W
E
E
E/W
5
6-10
6-10
1-5
9,7
10,6
12
5
7,4
9,1
10,3
FU
(Jahre)
2%
9,5%
2,4%
1%
2%
3,6%
0,36%
-
0,8%
5,7%
Revisionsrate
99%
100%
96,4%
92,8%
ÜLR
1 Pfanne locker
1 Wechsel wegen rezidivierender
Luxation
alle mit PE-Inlay und Keramikkopf
3 Revisionen wg. aseptischer Lockerung
2 Einsatzwechsel
12 Jahre
1 Pfannenwechsel (RA)
4 (1,4%) Luxationen
6 Skleroselinien
1 (0,35%) radiologische Lockerung
3 Osteolysen
26% Migration
1 Infektion
1 durchgehender Saum
13 (4,6%) aseptische,
3 (1,1%) septische Pfannenwechsel
Bemerkungen
62
Dorn
Bösch
Schraubpfanne
(1988)
n. Bösch
Ramsauer u.
(1988)
Epinette
Manley
Hofer-Imhof
(1987)
Trident Arc2f
(1987)
Omnifit
Gunderson
2004
2004
2003
2004
(1990-1991)
123/176
(1988-1989)
133/211
(1987-1990)
164/330
(1987-1992)
143
128
2006
Tropic
Reikeras und
(1986-1988)
172/220
(1986)
2004
(31-84)
61
(30-91)
67
(21-88)
61
51,6
48
(33-83)
65,8
E
E
E
E
E
E
7,6 (6,2-9,3)
9,5 (8-11,8)
min. 10
10,2
13
9,2 (1-16)
2,4%*
2,4%
1,2%
2,1%
3,1%
4,3%
6,5%*
1%
98,0%
95,3%
98,8%
97,5%
91%
89,7%
95,0%
93,0%
92,6%
96,6%
96%
95,6%
* 4 aseptische Lockerungen und
7 aseptische Lockerungen
12 Jahre
Infektion
Einsatzwechsel
15 Jahre, aseptische Lockerung
Bemerkungen
defektbedingt
*Radiotherapie- und
10 Jahre
11,8 Jahre
5 Pfannenwechsel
4 Revisionen
16 Jahre
12,5 Jahren
4% Einsatzwechsel nach
13 Jahre
10 Jahre
1 Migration, 1 Implantatbruch)
2 Abriebe,
Effenberger
(22-84)
(1986-1987)
10,5
2,9%
10,7%
ÜLR
Zweymüller
61
122/208
E
10 (9,5-12,5)
12,5
12
14,4
Revisionsrate
9 Wechsel (5 aseptisch,
2002
E
E
E
E
FU
(Jahre)
Grübl
72,6
58
65
59,2
E/W
CSF
50/92
75/100
142/221
103/152
Alter
(Jahre)
2 Infekte
1998
2003
Aigner
Pieringer et al.
2005
FU/OP
Zweymüller
Alloclassic
(1986)
2005
Pospischill u.
Knahr
Zweymüller
Jahr
Vervest
Autor
Prothesentyp
Tab. 10 Ergebnisse - Schraubpfannen
Hüftendoprothetik
63
E
W
E
E
E/W
9,4
3,7 (2-6)
10,2
6,3 (5-8)
FU
(Jahre)
Revisionsrate
96,2%
98,8%
99,0%
ÜLR
6 Luxationen
1,7% (2) Lockerungen
Infektion, Implantatbruch)
3 Pfannenwechsel (Lockerung,
1 Kopf- und Inlaywechsel
3 Luxationen
Bemerkungen
63,7
(23-88)
105/256
(1994-1995)
zu weiches primäres Pfannenlager
Operationstechnisch bedingt:
2006
(37-70)
70
63
65
(40-83)
Alter
(Jahre)
ACA
(1993)
115/137
(1993)
218/348
115/150
(1993)
FU/OP
1 Infektion (Debridement)
Matzen et al.
2004
2006
Zweymüller
Zweymüller
2004
Jahr
Zweymüller
Autor
(1993)
Porose
Bicon Plus
Bicon Plus
(1993)
Prothesentyp
Tab. 11 Ergebnisse - Schraubpfannen
64
65
a
b
c
d
Abb. 75 Dysplasiecoxarthrose. Präoperativ (a, b) und 3 Jahre postoperativ (c, d), Bicon Plus Pfanne
Die Ergebnisse mit HA-beschichteten Schraubpfannen belegen sowohl die Effektivität der Schraubpfanne als auch die der Beschichtung (Epinette et al.
2003). Nach zehn Jahren entsprechen diese Ergebnisse denen der zementierten Pfannen, sofern Keramikkugelköpfe dazu verwendet werden.
Während in FE-Analysen bei Schraubpfannen der
1. Generation die hohe Stressbelastung an den
Gewindegängen noch als Ursache für das Implantatsverhalten angesehen wurde, zeigen hohe lokale
Druckspannungen bei Implantaten der 2. Generation
die Stimulation der Knochenneubildung mit gerichteten trabekulären Strukturen. Dies geschieht bei konischen Implantaten insbesonders an der cranialen
Polkrümmung. Bei sphärischen Implantaten verteilt
sich die Druckbelastung gleichmäßig in der cranialen
Schalenhälfte.
Bei Wechseloperationen können Schraubpfannen
nahezu die bei Erstoperationen erzielten Ergebnisse
erreichen.
Schraubpfannen, die bei Dysplasiecoxarthrosen ohne
Pfannendachplastik eingesetzt werden (Abb. 75),
zeigen mittelfristig keine frühzeitigen Lockerungen
oder nur geringe Revisionsraten (Perka et al. 2004).
Andere Autoren perforieren bewusst den Pfannenboden und führen eine Spongiosaplastik durch. Die Verwendung von zementfreien Pfannen ist auch bei
Patienten mit rheumatoider Arthritis indiziert, wenngleich davon erst mittelfristige Ergebnisse vorliegen
(Loehr et al. 1999, Effenberger et al. 2001). Insbesondere bei jungen und aktiven Patienten kommt der
Implantatswahl besondere Bedeutung zu. Die Ergebnisse von Pressfit- und Schraubpfannen werden weiterhin kontrovers diskutiert. Es gibt keine randomisierten Studien, die die Überlegenheit von Pressfitoder Schraubpfannen beweisen.
Um eine adäquate Schraubpfannentechnik zu erlangen, ist mehr Erfahrung als bei Pressfitpfannen erforderlich, sodass bei gleichwertigen Ergebnissen die
Pressfit-Technik letztendlich häufiger angewendet
werden wird.
66
Zementierte Hüftschäfte
Zementierte Hüftschäfte, werden vielfach als „Goldstandard“ der Hüftendoprothetik angesehen. Die für
den Langzeiterfolg einer Hüft-Arthroplastik entscheidenden Faktoren sind das Design der Endoprothese,
die Charakteristika der Oberflächen, die Wahl des
Materials und die Operationstechnik. Aufgrund eines
Konsensus des "National Institute of Health - NIH"
(NIH 1998) in England rechtfertigt eine 10-JahresÜberlebensrate von 95 % die Empfehlung einer weiteren Anwendung des entsprechenden Hüft-Endoprothesensystems.
Oberflächenersatz
Als Vorteile des Oberflächenersatzes werden die
Knochenersparnis und damit die bessere Revisionsmöglichkeit, die physiologische Belastung des
Implantatbettes und dadurch die Vermeidung des
Stress Shielding, die bessere Gelenkbiomechanik
und das geringere Luxationsrisiko gesehen. Epiphysär krafteinleitende Oberflächenersatzendoprothesen verursachen zumindest im Kurzzeitverlauf geringe Umbauprozesse am proximalen Femur (Harty et
al. 2005, Kishida et al. 2004, Murray et al. 2005). Die
im Vergleich zur Schaftverankerung geringere Knochenresektion am coxalen Femur und der Erhalt der
Meta- sowie größtenteils auch der Epiphyse bedingt,
dass ein modularer Aufbau der Pfanne mit Inlay und
Schale zur Zeit technisch schwer realisierbar ist.
Oberflächenersatzendoprothesen bedingen einen
größeren, praktisch der Femurkopfgröße entsprechenden Durchmesser des Kugelkopfes. Dies führt
zu einer höheren Gelenkstabilität, und einer höheren
Luxationssicherheit. Die Patienten erreichen eine
größere Gesamtbeweglichkeit, die bei vielen im physiologischen Bereich liegt.
Ein Impingement des Schenkelhalses am Pfannenrand ist insbesondere in Fällen eines Offsetdefizits
des Kopfes oder einer in ungenügender Anteversion
implantierten Pfanne möglich. Femorale Deformitäten stellen eine Kontraindikation der Methode dar
(Amstutz et al. 2005, Knecht et al. 2004). Bei einer
durch das Versagen der femoralen Komponente
bedingten Revision ist auch die knöchern integrierte
Monoblockpfanne zu wechseln.
Die moderne Oberflächenersatzendoprothetik
basiert auf dem Einsatz einer Metall-Metall-Paarung
(CoCrMo-Legierung). Hier werden Metallionen freigesetzt, die renal ausgeschieden werden. Welche
Langzeitwirkungen die messbar erhöhten Serumbzw. Gewebskonzentrationen bedingen, ist noch
ungenügend erforscht (Back et al. 2005, Clarke et al.
2003, Skipor et al. 2002).
In den letzten Jahren wurden Studien mit guten kurzbis mittelfristigen Ergebnissen veröffentlicht (Amstutz
et al. 2004, Back et al. 2005, De Smet et al. 2002,
Itayem et al. 2005, Knecht et al. 2004, McMinn et al.
1996, McMinn 2003, Schmalzried 2005, Treacy et al.
2005, Witzleb et al. 2004).
Trotz der aufwändigeren Operationstechnik, der fehlenden Modularität der Pfanne, der noch ausstehenden klinischen und vor allem radiologischen Langzeitdaten und nicht zuletzt des höheren Implantatpreises, sind die Kurzzeitergebnisse des Oberflächenersatzes vielversprechend. Dieses Verfahren stellt
vor allem für jüngere, aktive Patienten eine interessante Alternative dar (Witzleb 2007).
Knochenzement
Die moderne Zementiertechnik hat zu exzellenten
Langzeitüberlebensraten in der primären Hüftendoprothetik geführt. Mit zahlreichen zementierten Hüftgelenkendoprothesenschäften wurden ausgezeichnete Langzeitergebnisse erzielt (Acklin et al. 2001,
Callaghan et al. 2000, Duffy et al. 2001, Evans et al.
1993, Oishi et al. 1994, Xenos et al. 1999). Die aseptische Lockerung stellt ein seltenes Ereignis in der
ersten Dekade dar (Aamodt et al. 2004, Britton et al.
1996, Gerritsma-Bleeker et al. 2000, Issack et al.
2003, Malchau et al. 2002, Raber et al. 2001,
Savilahti et al. 1997, Wroblewski et al. 1999).
Studien haben gezeigt, dass die Qualität des
Zementmantels für zementierte Femur-Endoprothesenschäfte der wichtigste Faktor für deren Langzeiterfolg ist (Mulroy und Harris 1990).
Erfolgreiche zementierte Implantate haben Überlebensraten von mindestens 95% nach 10 Jahren aufweisen. Dafür erscheint ein kompletter Zementmantel mit ausreichender Dicke um den Schaft Voraussetzung zu sein (Ebramzadeh et al. 1994, Joshi et al.
1993 und 1998).
Die meisten heute verwendeten Schaftdesigns sind
gerade konfiguriert. Die s-förmige Femuranatomie in
der lateralen Ebene führt jedoch zu dem zwangsläufigen Problem der typischen, schrägen, nicht zentrierten „Fehl“orientierung in der sagittalen, lateralen
Ebene (Crawford et al. 1999). Dies bestätigen klinische und experimentelle Daten auf lateralen Röntgenbildern, womit insbesondere antero-proximal und
postero-distal ein erhöhtes Risiko für dünne Zementmäntel vorliegt (Breusch et al. 2001, Crawford et al.
1999, Östgaard et al. 2001).
Die Qualität des Zementmantels hängt vom Implantat-Design, der Oberflächenbeschaffenheit der Prothese und den Charakteristika der verwendeten
Materialien, im Speziellen auch des Knochenzemen-
67
tes selbst (Morscher und Wirz 2002, Wirz et al. 2002),
sowie von der Zementiertechnik ab. Scharfe Kanten
können auf den Zementmantel als „stress-raiser“
wirken (Ebramzadeh et al. 1994).
Die Dicke des Zementmantels sollte 2 mm wenn
möglich an keiner Stelle unterschreiten (Crowninshield et al. 1980, Daniels et al. 2005). Er sollte auch
komplett sein, d. h. keinen Metall-Knochen-Kontakt
zulassen (Mulroy und Harris 1990, Crawford et al.
1999).
Der optimale Zementmantel ist asymmetrisch und
nicht uniform bzw. homogen (Ebramzadeh et al.
1994, Morscher et al. 1995).
Die Rotationsstabilität der Prothese wird zusätzlich
durch eine hohe Schenkelhalsresektion von 30° in
Bezug auf die Horizontalebene erhöht (Freeman
1986, Nunn et al. 1989).
Ein Nachsinken ohne Stabilitätsverlust von konischen kragenlosen Schäften wird durch die Viskoelastizität des Knochenzementes ermöglicht. Dieser
Prozess findet hauptsächlich im Verlauf der ersten
2 postoperativen Jahre statt (Berli et al. 2003, Kiss et
al. 1996), um in der Folge langsamer zu verlaufen, in
der Regel sogar zu sistieren. Eine weitergehende
Migration nach dem 2. postop. Jahr von mehr als
5 mm (was in der Regel mit einem Bruch des
Zementmantels verbunden ist) muss als definitive
Lockerung betrachtet werden (Alafaro-Adrian et al.
1999, Havelin et al. 2000, Räber et al. 2001, Soballe
et al. 1993).
Dünne oder defizitäre Zementmäntel können zu Rissbildungen führen, die einen Leitweg für Abriebpartikel bilden und Osteolysen und Lockerung bewirken
(Anthony et al. 1990). Zudem können Sie das Implantatüberleben reduzieren, haben eine reduzierte
Fähigkeit der Energieabsorption und können somit
eher zerrüttet werden und letzendlich mechanisch
versagen (Alfaro-Adrian et al. 1999, Ebramzadeh et
al. 1994, Jasty et al. 1986, Kwak et al. 1979). In Kombination mit Abriebvorgängen erhöht sich dann das
Auftreten lokalisierter Granulome an der ZementKnochen-Kontaktfläche mit resultierender Osteolyse
(Anthony et al. 1990, Jasty et al. 1986, Kwak et al.
1979). Osteolysen haben zudem ein höheres Risiko
für periprothetische Frakturen, die einen Mechanismus des Spätversagens darstellen (Berry 2003,
Clohisy et al. 2004).
Wegen der bestehenden Krümmung des proximalen
Femurendes ist das Risiko eines dünnen Zementmantels, ja sogar eines Metall/Knochen-Kontaktes,
in den Gruen-Zonen 6, 7 (Räber et al. 2001, WilsonMcDonald und Morscher 1989) und 8 (Breusch et al.
2001) erhöht. Um dieses Risiko eines Metall/Knochen-Kontaktes in Zone 8 zu vermeiden, haben Wroblewski et al. (1979) und Breusch et al. (2001) eine
tiefe Schenkelhalsosteotomie mit aggressivem Entfernen der dorsalen Schenkelhalsbasis empfohlen.
Mit einer tiefen Schenkelhalsresektion wird die Rotationsstabilität der Prothese aber ernsthaft kompromittiert (Freeman 1986, Nunn et al. 1989). Da sich die
Lockerung eines Femurschaftes im Sinne der Retroversion vollzieht (Alafaro-Adrian 1999, 2001) und
umgekehrt eine hohe Schenkelhalsresektion die Prothese gegenüber einer Migration im Retroversionssinn sichert, hat Morscher von Anfang an die Resektion in einem Winkel von 30° (anstelle von 45°) empfohlen (Morscher 2007).
Fehler der Zementiertechnik sind eine ungenügende
mediale Abstützung (Ebramzadeh et al. 1994, Miller
und Johnson 1987), ein ungenügender, vor allem zu
dünner Zementmantel mit Metall/Knochen-Kontakt
(Draenert und Draenert 1992), ungenügende Verzahnung zwischen Zement und Knochen (Miller und
Johnson 1987) und eine fehlerhafte Positionierung
des Implantats (Gruen et al. 1979, Markolf und
Amstutz 1976, Wroblewski et al. 1979).
Steife Materialien wie rostfreier Stahl vermindern
Spannungen im Zementmantel, sind härter und
damit auch abriebfester (Crowninshield et al. 1980,
Estock et al. 1997).
Durch die Verwendung moderner Zementiertechniken wurden die Ergebnisse (Tab. 12) kontinuierlich verbessert (Poss et al. 1988, Russotti et al.
1988, Smith 1990, Sullivan et al. 1994, Mulroy et al.
1995, Britton et al. 1996, Madey et al. 1997, Mulroy
und Harris 1997, Bourne 1998, Joshi et al. 1998,
Smith et al. 1998, Smith et al. 2000, Malchau et al.
2000, Callaghan et al. 2000, Klapach et al. 2001,
Wroblewski et al. 2002). Zementierte Standardprothesen (Abb. 28 -31) haben nach 10 Jahren Überlebensraten von 93 -98 % (Malchau 2000, Ochsner
2002).
Unter Berücksichtigung von Infektion, Luxation etc.
reduziert sich die Überlebensrate um 1 - 2 % (Garellick et al. 2000). Der Vergleich von erster und zweiter
Generation der Zementiertechnik zeigt auch bei Patienten unter 50 Jahren (Barrack et al. 1992, Ballard et
al. 1994) deutliche Verbesserungen. Die Ergebnisse
belegen, dass mit der Zementiertechnik insbesondere für den Stiel bessere Resultate erreicht werden
(Mulroy und Harris 1997) als für die Pfanne. Die
Zementiertechnik und nicht der Zement selbst ist der
entscheidende Faktor, um die Lockerungsraten zu
verringern. Berücksichtigt werden muss, dass hinsichtlich des verwendeten Knochenzementes signifikante Unterschiede bestehen (Espehaug et al. 2002).
2002
2002
Wroblewski
Jacobsson
Malchau
Friesecke
Malchau
Malchau
Malchau
Charnley
McKee
Stanmore
St. Georg MK I
Lubinus SP
Müller GS
2003
1992
Hinrichs
Nizard
Marburg
Osteal
2002
2002
2000
1996
1999
2002
Callaghan
Charnley
Jahr
Autor
Prothesentyp
Tab. 12 Zementierte Hüftschäfte
87/187
220/612
343/812
1736
(1979-1989)
1346
(1990-2000)
4827
(1979-1989)
891
1314
(1979-1989)
107
320
59/62
Nachuntersuchungen/
Operationen
64,8
58,1
62,6
66
43
Alter
(Jahre)
10
11,4
6
19
10
17
20
20
20
22
25
FU
(Jahre)
8,1%
8,7%
13,3%
11,2%
2,5%
7%
Revisionsrate
99,2%
80,4%
97,8%
89,9%
91,5%
71%
79%
77%
48%
87%
ÜLR
Ti 6Al 4V
18/220 Wechsel - glatte Oberfläche
30/343 Wechsel - raue Oberfläche
10 Jahre
20 Jahre
(6,2% Pfanne, 12,2% Pfanne u. Schaft)
12 Schaftwechsel
20 Jahre Pfanne und Schaft
2. Generation Zementiertechnik
7,5% Gesamt (4,1% Pfanne,
0,3% Femurfraktur, 0,3% Luxationen,
0,3% Infektionen, 0,9% andere)
4 aseptische Wechsel
3 (5%) Infektion
5 (8%) Osteolysen
3 % Infektion
mechanische Lockerung
Bemerkungen
68
69
Die Verwendung von hoch- oder normalviskösen
Zementen ist mit einer Senkung des Revisionsrisikos
verbunden (Malchau et al. 2000). Durch die Verbesserung der Zementiertechnik, mit Abdichtung
des Markraumes, Spülung des Knochenlagers, Entfernung von Knochendebris, retrograder Füllung,
Zementeinbringung unter Druck sowie distaler und
proximaler Markraumsperre (2. Generation, Tab. 3),
wird eine bessere Füllung der umgebenden Spongiosastruktur und dadurch eine innere Versiegelung des
Markraumes erreicht (Maistrelli et al. 1995, Majkowski et al. 1994). Bei manchen Implantaten ist jedoch
nur eine geringe Verbesserung zu sehen. Die Erklärung dafür ist unterschiedlich. Die Charnley Prothese weist häufig Fehlpositionen mit unzureichender
Zementummantelung (Garellick et al. 1999, Chambers et al. 2001) auf. Die mit der Lubinus SP Prothese bereits in der ersten Generation erreichten hohen
Überlebensraten konnten nicht mehr wesentlich verbessert werden.
Implantate aus Titan-Legierungen zeigen z. T. deutlich geringere Überlebensraten (Emerson et al. 2002,
Ochsner 2002, Weber et al. 2001) als Prothesen aus
CoCrMo-Legierungen. Die Titanlegierung hat eine
größere Elastizität, die wahrscheinlich zu einer
ungünstigen Ermüdungsbelastung des Zementes
führt (Maurer et al. 2001). Da für zementierte Titanprothesen aber langfristig auch niedrige Revisionsraten (2 % - 2,9 %) und Überlebensraten von 95,4 % 97,5 % angegeben werden (Hinrichs et al. 2001, Eingartner et al. 2002), kommt dem Design, der Oberfläche und der Zementiertechnik (Morscher und Wirz
2002) sicherlich eine wesentliche Rolle zu.
Obwohl die ersten zementierten Hüftstiele zum Teil
sehr gute Langzeitresultate aufweisen, zeigte die
Zementiertechnik der 1. Generation teilweise unbefriedigende Ergebnisse, die durch Alterung mit
Zementzerfall sowie Schlagempfindlichkeit mit
Zementmantelbrüchen bedingt waren.
Späte Knochenreaktionen lassen auf eine Änderung
der Kräfteverteilung schließen. Ursprünglich stark
belastete Zonen sind unterbelastet und bauen sich
ab, überbelastete Zonen zeigen dagegen eine
Kompaktaverbreiterung. Die dadurch entstehenden
Umbauzonen zwischen Knochen und Zement
schwächen diesen und können zu Mantelbrüchen
oder Zementzerrüttung führen. Aber auch die Positionierung des Schaftes mit Zentrierung, Rotation
und Valgus-/Varus-Position stellt Anforderungen an
die Raumvorstellung. Ebenso wird der zeitliche Aufwand für die Aufbereitung, Einbringung und Aushärtung des Zements als Nachteil empfunden. Diese
Umstände führten zur Überlegung, die zementfreie
Verankerungstechnik weiter zu entwickeln.
Zementfreie Hüftschäfte
Durch die zementfreie Implantation werden potentielle
Nachteile des Knochenzementes wie Zementalterung,
biologische Reaktionen auf Zementabbau-Produkte
sowie Schwierigkeiten bei späteren Revisionsoperationen vermieden (Jones et al. 1987). Die knochensparende Implantation ist deshalb das Hüftersatzverfahren der Wahl bei Patienten unter 75 Jahren.
Das Konzept des Knochenerhaltes und der proximalen
Lasteinleitung bei der metaphysären Verankerung mit
distal glatten Stielen führt nicht nur zu einer niedrigen
Lockerungsrate, sondern auch zum Erhalt des
Knochens im proximalen Femur.
Schmale reaktive Linien von weniger als 2 mm, kombiniert mit schmalen Sklerosesäumen, zeigen, dass
zwischen den distalen unbeschichteten Anteilen der
Prothese und der inneren femoralen Kortikalis ein minimales Maß an Bewegung besteht. Der überwiegende
Teil der Körperlast wird über die proximale mikroporös
beschichtete Portion des Schaftes auf die intertrochantere Region übertragen. Der glatte distale
Prothesenteil bleibt innerhalb des intramedullären
Kanals frei, zur Lastübertragung trägt er nicht bei
(Engh et al. 1990). Auf diese Art und Weise kann proximales Stress Shielding vermieden werden. Zum
Entstehen der reaktiven Linien können weiterhin verschiedene Elastizitätsmodule des Prothesenstiels und
des femoralen Schaftes beitragen. Aufgrund dieser
Überlegungen werden reaktive Linien in nicht beschichteten distalen Schaftanteilen nicht als Zeichen
radiologischer Lockerung angesehen (Engh et al.
1990). Diese Ergebnisse unterstützen die Gültigkeit
des Konzeptes einer intertrochantären Lastübertragung, des proximalen Press-Fit und der proximalen
Osteointegration (Eingartner 2007).
Stress Shielding hängt ab vom Ausmaß der proximalen Beschichtung, den Unterschieden in den Elastizitätsmodulen zwischen Schaft und femoralem
Knochen sowie der Rigidität der Fixation im diaphysären Teil des Schaftes. Es konnte gezeigt werden,
dass schweres Stress Shielding insbesondere in vollständig beschichteten Schäften mit großem Durchmesser auftrat. Zementfreie Schäfte der zweiten
Generation hatten deshalb die Beschichtung auf den
proximalen Teil beschränkt (Engh et al. 1987).
Die Hydroxylapatitbeschichtung verbessert zusammen mit dem Oberflächenprofil der Prothese die
Osteointegration im proximalen metaphysären Schaftbereich (Bause und Thabe 2007).
Der Einsatz der Konusprothese sollte dysplastischen
und zylindrisch deformierten Femora vorbehalten sein.
Aufgrund der besonders guten Osseointegration der
70
Prothese ist der Prothesenausbau technisch anspruchsvoll (Wagner 2007).
Die Philosophie des Geradschaftes mit metaphysärer
Verklemmung hat sich vielfach bewährt. Die Andeutung von proximal gelegenen Säumen in wenigen
Fällen und die Dichtezunahme an der Schaftspitze
deuten auf eine langstreckige Kraftübertragung hin
(Mai 2007).
Doppelkeilförmig gestaltete und korundgestrahlte
Implantate (Alloclassic SL, SL Plus, PPF) stellen ein
klassisches Beispiel für Prothesen mit distaler
Krafteinleitung dar (Traulsen et al. 2001). Traulsen
publizierte sehr gute klinische Ergebnisse, fand aber in
77 % eine distale Hypertrophie und Sockelbildung und
eine Auftreibung der Kortikalis in 52 % der Fälle
(Schuh 2007).
Die von den Erstautoren der metaphysären Prothesen
(Abb. 37 - 40) angeführten mittelfristigen Ergebnisse
sind vielversprechend, wenngleich prothesenspezifische Komplikationen (Schenkelhalsfrakturen, Nachsinken) beschrieben werden (Tab. 13). Für gerade
(Abb. 41) und anatomische (Abb. 42) meta-diaphysäre Monoblockstiele, die sich in Material, Form
und Oberfläche langfristig bewährt haben und zuletzt weitgehend unverändert geblieben sind, liegen
Ergebnisse (Tab. 14) vor, die die Voraussetzungen
haben, die Langzeitergebnisse der zementierten Hüftendoprothetik zumindest zu erreichen. Mehrere
zementfreie Standardschäfte mit unterschiedlichem
Material und Design, verschiedenen Oberflächen und
Verankerungstechniken erfüllen diese Forderung
bereits langfristig. Die Ergebnisse der bei Revisionen
eingesetzten langstieligen Monoblockschäfte erreichen in Abhängigkeit vom Defekttyp nahezu die
von Erstoperationen (Tab. 15).
Komplikationen
Die in verringertem Maße zur Verfügung stehenden
finanziellen Ressourcen forcieren neue Operationstechniken und Implantatentwicklungen. Ob die
klinisch-radiologischen Ergebnisse der bisher mit
Standardzugängen und -techniken implantierten
Schäfte erreicht werden, bleibt abzuwarten. Insbesondere bei Anwendung neuer Operationstechniken (MIS, mediale, vordere und dorsale Zugänge)
sind außer den bei den bisher verwendeten Techniken aufgetretenen Gefäß- und Nervenverletzungen,
Luxationen, Thrombosen und Ossifikationen (Ochsner 2002, Perka et al. 2004) vermehrt Fehlpositionen
und Luxationen beschrieben worden (Archibeck et al.
2004, Woolson et al. 2004, Wohlrab et al. 2004).
Zudem kann der Schenkelhalszugang für Kurzstielprothesen zu Komplikationen führen. Bei zu varischer Position treten Schaftperforationen auf (Hube
et al. 2004). Kleine Hautinzisionen und Zugänge mit
unzureichender Sicht können unerwünschte Ergebnisse hinsichtlich der Schaftposition ergeben. Bei
Wechseloperationen ist zudem die Komplikationsrate höher (Morrey 2004). Implantate mit großflächigen Beschichtungen, Makrostrukturen und Rippen
können einen größeren Defekt verursachen.
Ein persistierender Hüftschmerz nach einer Totalendoprothese ist ein unbefriedigendes Ergebnis. Die
häufigsten Ursachen für intraartikuläre Schmerzen
einer stabilen Hüfte sind Impingement, Abrieb und
Infektion (Knahr et al. 2001). Bei einer unzureichenden Implantatposition muss mit einem Impingement
gerechnet werden. Dabei kann der Kopf aus der
Pfanne gehebelt werden und Subluxationen bzw.
Luxationen verursachen, wodurch ein sofortiger
(Keramik) oder rezidivierender Materialschaden
(Polyethylen, Metall) mit vermehrtem Abrieb verursacht wird. Insbesondere bei Keramik ist auf Grund
der Werkstoffeigenschaften ein Impingement zu verhindern. Zur Vermeidung des dorsalen Impingement
wird die Antetorsion zum Teil konstruktiv berücksichtigt (Abb. 42b, 44b) oder kann intraoperativ
eingestellt werden (z. B. modularer Konus, Schwenkhülse). Ein bone-bone Impingement (Bartz et al.
2000) wird durch das Anschlagen des Trochanter
major am Becken verursacht.
Abrieb und Osteolysen sind zum Hauptproblem der
zementfreien Endoprothetik geworden. Eine unvollständige zirkuläre Beschichtung bietet keine ausreichende Abdichtung des intramedullären Kanals zum
Gelenk. Bei diesen Stielen zeigt sich Polyethylenabrieb bis an die Schaftspitze. Vollständig
osseointegrierte Stiele bilden dagegen eine Barriere
gegen Abriebpartikel (Effenberger und Imhof 2003).
Da für die zementfreie Fixation die Struktur der
Implantatsoberfläche für das An- bzw. Einwachsen
von wesentlicher Bedeutung ist, werden Implantate
mit strukturierter Oberfläche verwendet. Dabei muss
das Porous-coating in ausreichendem Maße und vor
allem an Stellen mit kortikalem Kontakt bei gleichzeitig entsprechender Festigkeit von Material und
Knochen vorhanden sein. Hohe Lockerungsraten in
proximal nur partiell beschichteten porous-coated
Stielen (Clohisy et al. 1999, Thanner et al. 1999) stehen minimalen Lockerungsraten bei vollständigem
Porous-coating gegenüber (McAuley et al. 1998,
Engh und Hopper 2002).
Oberschenkelschmerzen (Campbell et al. 1992, Ali
et al. 2002, Barrack et al. 1992, Kim et al. 2002) hängen mit der Art bzw. Qualität des zementfrei fixierten
Stiels zusammen und sind oftmals Ausdruck der
Instabilität (Campbell et al. 1992). Kleine proximale
Fiber mesh Flächen sind für eine ausreichende
Osseointegration und Stabilität zu gering, sodass es
Autor
2002
2003
Pipino
Morrey
Thomas
Grappiolo
Aldinger
Biodynamic
Mayo
CUT
CLS
2003
2003
Eingartner
Volkmann
Bicontact
1999
Clohisy
Harris Galante
2004
2000
2000
Buergi
2005
Jahr
Druckscheibe
Metaphysäre Verankerung
Prothesentyp
Tab. 13 Zementfreie Hüftschäfte
109/109
221/250
77/88
262/354
300
133/136
159/162
44/56
102/102
Nachuntersuchungen/
Operationen
68
58,2
54
57
58
52w
57m
50,8
62,5
54
Alter
(Jahre)
W
E
E
E
E
E
E
E
E
5,2
8,9
10,7
12
12,6
3,5
6,2
13-17
4,8
Erstop./
FU
Wechsel (Jahre)
12,8%
3,1%
19%
7%
7%
2,9%
3,9%
Revisionsrate
85,3%
97,1%
82%
92%
95%
95%
90%
97%
98,2%
98%
ÜLR
14 Revisionen
11 Jahre
7 Stielwechsel (2 Infektionen,1 Wechsel
zusammen mit Pfannenwechsel)
1 aseptische Lockerung
1 Luxation
2 nachgesunkene Implantate
15 Wechsel
52% Osteolysen
25 Stielwechsel
13 Jahre - aseptischer Wechsel
10 Jahre
14 Jahre
2 aseptische, 5 septische Wechsel
12 Osteolysen
4 Wechsel (Lockerung)
10 Jahre
3 Wechsel wegen Nachsinkens
9 Wechsel wegen Osteolyse
5% Nachsinken < 2mm, 7% > 2mm
Keine Lockerung
6 Jahre
4 Revisionen (2 Infektionen, 2 Lockerungen)
Bemerkungen
71
Autor
Matsui
Bolognesi
Schill
CL „GHE”
(MCCL)
S-ROM
Rippenschaft
2001
Effenberger
Effenberger
Grübl
Zweymüller SL
SBG
2002
McLaughlin
Taperlock
2000
2004
1998
2004
2000
2001
Mallory
Mallory-Head
2002
2002
Della Valle
Teloken
Engh
AML
Trilock
2002
Grant
2004
Jahr
Lord
Meta-diaphysäre Verankerung
Prothesentyp
Tab. 14 Zementfreie Hüftschäfte
165
43/53
49/51
151/194
134
123/208
100/108
120/120
49/67
348/372
2854
460
70/116
Nachuntersuchungen/
Operationen
51,2
70
50
61
65
61
37
49,3
50,4
45-65
61,1
54
62
Alter
(Jahre)
E
W
E
E
E
E
5,1
4
6,3
10
8,3
10
10,2
12,2
E
E
15
14,2
15
15
17,5
E
E
E
E
Erstop./
FU
Wechsel (Jahre)
4,6%
3,9%
0,5%
1,5%
1,4%
2%
2,5%
14%
0,6%
1,1%
2,8%
2,8%
Revisionsrate
95,3%
95%
99,5%
97%
99%
98%
97,5%
99,4%
> 95%
> 95%
98%
ÜLR
8 Jahre
1 Infekt
2 Revisionen wegen aseptischer Lockerung
und Schmerzen
96% Osseointegration Typ I/II Paprosky
Hüftdysplasien
2 Revisionen wegen Infektion und
Prothesenbruch
10 Jahre
10 Jahre
3 Stielwechsel (Infektion, Fehlposition,
Pfannenwechsel)
3% Oberschenkelschmerzen
Wechsel wegen Beinlängendifferenz
und Infektion
7% Osteolysen
3 Revisonen
3,4% Oberschenkelschmerzen
7 Stielwechsel bei Pfannenwechsel
2 Stiele locker
2% Oberschenkelschmerzen
2 Revisionen, 95% Osseointegration
Extensively coated stems
Proximally coated stems
1 Wechsel
(1 Lockerung, 1 Stielfraktur)
1 Schaft radiologisch locker
Bemerkungen
72
Autor
Kwong
MP
MML
Böhling
Kompletter Femurersatz
Sporer
Solution
2000
2003
2003
2001
2004
Schuh
Löhr
2004
2001
Bircher
Wirtz
2004
Jahr
Böhm
SLR
MRP
Wagner
Diaphysäre Verankerung
Prothesentyp
Tab. 15 Zementfreie Hüftschäfte
1
143
51/51
112/115
79/120
424
69/99
128/129
Nachuntersuchungen/
Operationen
48
67
67
67
67,7
71
64,9
Alter
(Jahre)
E
W
W
W
W
W
W
W
10
3,3
6
3
4
3,2
1-6
8,1
Erstop./
FU
Wechsel (Jahre)
13,7%
3%
3,8%
2,2%
6%
4,6%
Revisionsrate
97,2%
0%
0%
18%
37,5%
94%
92%
95,2%
ÜLR
Case report
7 Infektionen
7 Revisionen
III A
III B <19 mm
IIIB <19 mm
IV
10 Jahre
10 Jahre
6 Revisionen
(3 Infektionen, 1 Luxation,
1 periprothetische Fraktur, 1 Nachsinken)
7 postoperative Luxationen,
6 periprothetische Frakturen
14 Jahre
Bemerkungen
73
74
zu Schmerzen kommt (Kim et al. 1992). Bei Schaftlockerungen finden sich vermehrt Oberschenkelschmerzen, die nach Revision der gelockerten
Schäfte verschwinden (Engh et al. 1997). Diese
Schmerzen zeigen sich ebenso bei nur proximal
beschichteten Stielen (Heekin et al. 1993) sowie bei
großen (Lavernia et al. 2004) und steifen Stielen
(Engh und Bobyn 1988). Vor allem bei großen Stielen
und Durchmessern (Engh und Bobyn 1988) kommt
es zu einem erheblichen Knochenabbau (Heekin et
al. 1993, Kim und Kim 1992). Zu einer deutlichen
Reduktion der Schaftschmerzen kam es durch
Verbesserung der anatomischen Formgebung,
größere Beschichtungsflächen und mehr Schaftgrößen (Engh et al. 1997). Oberschenkelschmerzen
treten aber auch vermehrt bei ausgeprägtem
Remodeling auf. Die bei der zementfreien Implantation oftmals als unerwünschte Knochenreaktion
beschriebenen Kompaktaverbreiterungen müssen
jedoch keineswegs mit der klinischen Symptomatik
korrelieren (Effenberger et al. 2004). Weitere Ursachen eines Oberschenkelschmerzes sind Muskelhernien (Higgs et al. 1995) und Stressfrakturen (Gill et
al. 1999, Lotke et al. 1986).
Literatur beim Verfasser
Periartikuläre Ursachen für Hüftschmerzen können
stress- oder osteolytisch bedingte Beckenfrakturen
mit Schmerzausstrahlung in den Leisten- und
Adduktorenbereich, heterotope Ossifikationen, Z. n.
Trochanterosteotomien, Bursitiden, Muskel- und
Sehnenimpingement, Tumore, Nervenkompressionssymptome, muskuläre Dysbalance, Offsetdifferenzen, Impingement der Weichteile und arterielle Verschlüsse im Becken- oder Oberschenkelbereich sein
(Knahr 2001, Effenberger und Imhof 2003).
Schmerzfreiheit, Bewegungsumfang und Überlebensraten sind wesentliche Kriterien für den Erfolg
zementfreier Endoprothesen. Die Forderung nach
Funktionsverbesserung, Schmerzfreiheit und Langzeitstabilität stellen Ansprüche an das Implantat und
an die Operationstechnik. Viele Prothesen werden
eingesetzt, ohne dass es dazu entsprechende Untersuchungen und Ergebnisse gibt. Finite Elemente
Analysen, sorgfältige vorklinische Studien mit Migrationsanalysen und die stufenweise Einführung sind
notwendig, um unerwartete Nebenwirkungen zu
erkennen und das Risiko für Patienten zu minimieren.
Das Ziel von Neuentwicklungen muss es sein, den
Abrieb zu minimieren und die Stabilität der Implantate und der Einsätze zu optimieren. Neuentwicklungen müssen zumindest die gleichen Ergebnisse wie
die bisher erfolgreich verwendeten Standardimplantate erbringen. Die Modifikation der Zugänge, eine
geringe Knochenresektion sowie eine biologische
Fixation und die Abriebminimierung sind dazu
Voraussetzung.
Priv.-Doz. Dr. med. Harald Effenberger
Facharzt für Orthopädie und
Orthopädische Chirurgie, Sportorthopädie
Amtsgasse 150, 5580 Tamsweg
Tel. 06474 20 30 3
Fax 06474 20 30 4
Ordinationszeiten:
Montag und Mittwoch 12.00 - 17.00 Uhr
Judenbühel 3, 5550 Radstadt
Tel./Fax 06452 30 0 29
Ordinationszeiten:
Dienstag und Donnerstag 8.00 - 13.00 Uhr
Krankenhaus Tamsweg
Unfallchirurgische Abteilung
Bahnhofstraße 7, 5580 Tamsweg
Tel. 06474 73 81 113
Fax 06474 73 81 202