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HüftendoprothetikKonstruktion, Klassifikation, Implantate, Ergebnisse

H. Effenberger

Die optimale Fixation orthopädischer Implantate imKnochen ist die Voraussetzung für eine dauerhafteStabilität. Im Laufe der Entwicklung zeigte sich dieVerankerung von Implantaten als ein erheblichesProblem. Bei der Umsetzung stellte sich heraus,dass zwangsläufig auf die in der Technik bereitsbewährten Verbindungsarten

• Kleben (Knochenzement) • Pressen (Kraft-, Reibschluss; Presssitz)• Schrauben

zurückgegriffen werden musste. Die Reihenfolge derin der Medizintechnik zur Anwendung kommendenVerbindungsarten hing dabei wesentlich vom Standder Technik ab.

Dem eigentlichen Durchbruch der Implantation vonkünstlichen Gelenken verhalf die Verwendung vonKnochenzement. Er ermöglicht die Überbrückungvon Inhomogenitäten zwischen der Innenform despräparierten Knochens und der tatsächlichen Dimen-sion des Implantates mit formschlüssiger Kraft-übertragung. Da sich durch die ganzflächigen Aufla-gen an den Kontaktzonen eine optimale Kräfte-verteilung ergibt, erweist sich der Knochenzementals ideal.

Die aktuelle Versorgungssituation bei der primärenHüftendoprothetik weist für Deutschland deutlichmehr zementierte Implantate aus als für Österreich(Tab. 1, Brodner und Raffelsberger 2004).

ZEMENTIERTE HÜFTPFANNEN

Die Einführung und die frühen Erfolge der “low fric-tion arthroplasty” (LFA, Charnley 1979) stimuliertendie Entwicklung von Prothesen mit unterschiedli-chem Design, die Erweiterung der Indikation und dieOperationsfrequenz.

Grundlage der Designgebung war die annäherndhemisphärische Form des Acetabulums. Aufgrund

dieser anatomischen Gegebenheit hat die Mehrheitder zementierbaren Pfannentypen eine kugelförmigeVollprofil-Außenform (Abb. 1a). Für weniger tiefeAcetabula wird als Alternative die Flachprofilpfanneverwendet (Abb. 1b).

Als wesentliches Merkmal einer optimalen Zemen-tiertechnik gilt eine einheitlich dicke Zementschicht,was intraoperativ nicht immer sicherzustellen ist.

12/0

3/07

a

Abb. 1 Konstruktionsmerkmale von PE-Pfannen.Vollprofilpfanne (a), Flachprofilpfanne (b, c).

b

c

Tab. 1 Versorgungstechnik (primäre HTEP)

Deutschland1 Österreich

Zementfrei 50% 85%Zementiert 30% 15%Hybrid 20%

1 Einschätzung der Industrie, persönliche Mitteilung

Deshalb werden oft an der Pfannenoberfläche Abstandshalter (Abb. 1c) konstruktiv berücksichtigt.

Um die Verzahnung zwischen Zement und Pfanne zugewährleisten, werden an der PfannenoberflächeVertiefungen angebracht. Radiale Nuten (Abb. 1c)dienen der Rotationsstabilität, zirkuläre (Abb. 1a) derKippstabilität sowie der Zementkompression. Äqua-torial überstehende Pfannenränder (Flange, Rand-wall) unterstützen ebenfalls die Zementverdichtung (Abb. 2).

Da Polyethylenpfannen im Röntgenbild nur schlechtdarstellbar sind, werden radiale Metalldrähte in diePfannen eingelegt (Abb. 2) oder andere Metallmarkeran der Pfanne platziert.

Bei der zementierten Pfanne wird der spongiöseKnochen durch Zementverzahnung so ausgesteift,dass ein deformationsstabiles Knochen- und Implan-tatlager entsteht. Zement verhindert bzw. vermindertdadurch das Eindringen von Abriebpartikeln undGelenksflüssigkeit in die Kontaktzonen.

Zementiertechnik

Die aktuelle Zementiertechnik an der Pfanne beinhal-tet die Knorpelentfernung, die Präparation derSklerose an der Oberfläche, das Anbringen von meh-reren Bohrlöchern im Pfannendach bzw. am Pfan-nenrand, die Spülung und Trocknung des Knochen-lagers, die Vakuummischtechnik, das Einbringen desKnochenzementes unter Druck, das Absenken desBlutdruckes und eine Hämostase (Weber 1995,Breusch et al. 2000, Morscher 2002, Ochsner 2002).Eine zusätzliche Zementkompression wird durch dieVerwendung einer Pfanne mit Randwall erreicht (Leeund Ring 1974, Krause et al. 1982, Hodgkinson et al.

1993, Shelley et al. 1988, Breusch et al. 2000, Garel-lick et al. 2000). Früher verwendete metal-backedPfannen werden nicht mehr mit Knochenzementfixiert. Die Materialstärke sollte bei Polyethylenpfan-nen mindestens 6 mm betragen (Bartel et al. 1986).

Bei der Pfannenversorgung in Deutschland werdenca. 2/3 der Pfannen zementfrei eingesetzt, wobeiPressfitpfannen gegenüber Schraubpfannen deutlichüberwiegen (Tab. 2).

2

Abb. 2 PE-Pfanne mit Randwall, Flanged-Cup

Tab. 2 Pfannenversorgung in Deutschland2

Polyethylenpfanne zementiert 16%Stützschalen mit PE-Pfanne 3%Pfannen zementfrei 66%

Pressfitpfannen 75%Schraubpfannen 25%

(Bipolar bzw. Großköpfe) 14%

2 Einschätzung der Industrie, persönliche Mitteilung

Hüftendoprothetik 3

PRESSFIT- UND SCHRAUBPFANNEN

Die zementfreien Hüftpfannen sind in den deutsch-sprachigen Ländern ein entscheidender Faktor derHüftendoprothetik. Pressfit- und Schraubpfannenwurden über drei Generationen zu den aktuellenImplantaten entwickelt (Effenberger und Imhof 2002).Um Zementprobleme zu vermeiden und eine biologi-sche Fixation zu erreichen, wurden in den Siebziger-jahren zementfreie Pfannen der ersten Generation(Lindenhof, Autophor, Lord, Endler) in zunehmendemMaße implantiert. Diese Implantate hatten glatteKeramik-, Cobalt-Chrom-Molybdän- und Polyethylen-oberflächen. Seit der Verwendung des Reintitans undder Titanlegierungen wurden Polyethylen und Kera-mik für die Schalenfertigung nicht mehr verwendet.Die Implantate der zweiten Generation ab Mitte derAchtzigerjahre hatten strukturierte Oberflächen. Inder dritten Generation kommen Einsätze aus Metall,Keramik und Crosslinked-Polyethylen zum Einsatz.

Bei Monoblockpfannen (Abb. 5) sind Schale undEinsatz fest miteinander verbunden und vormontiert.Bei modularen Systemen werden die Pfannen funk-tionell in Schale und Einsatz getrennt (Abb. 6). DieKeramik-, Metall- und PE-Einsätze werden durchKonusklemmung bzw. Schnapplippen (Abb. 6b), Ringeetc. fixiert. Bei der Direktverankerung (Abb. 6c, e)haben die Keramik- und Metalleinsätze unmittelbarenKontakt, bei den Sandwichkonstruktionen (Abb. 6 b, f)sind die Einsätze in Polyethylen gefasst.

Fixierung

Die wichtigsten Kriterien zur stabilen Fixierung vonzementfreien Pfannen sind

• Verankerung• Stabilisatoren• Implantatform • Material und Oberfläche

Die stabile Verankerung von Pressfitpfannen imAcetabulum stellt wegen der anatomischen Formentsprechende Anforderungen.

Durch die konstruktive äquatoriale Überdimensionie-rung oder die Verwendung einer größeren Schale imVergleich zur Fräsung werden durch den Kraft-/Reib-schluss (Witzel 1988) eine äquatoriale Klemmungund die primäre Stabilität erreicht. Dafür ist auch einegroße Rauheit der Oberfläche wichtig. Sie verursachtdie gewünschten Reibkräfte, wobei diese in direktemZusammenhang mit der Überdimensionierung derSchale stehen. Diese beiden Größen bestimmen imWesentlichen den Reibungskoeffizienten der Ober-

fläche und dadurch die benötigte Einschlagkraft zumÜberwinden der Gleitreibung.

Die Unterfräsung bzw. die Überdimensionierungnutzt die elastische Fähigkeit des Beckens, um diePfanne zu halten. Ein exakt hemisphärisches Designmit einer Unterfräsung von 1-2 mm hat bereits aus-gezeichnete Stabilität und vermeidet Komplikati-onen, wie unzureichenden Sitz oder Fraktur, die beieinem Unterfräsen von 3-4 mm auftreten können.Unter Belastung wird der Pressfit einer Pfanne dyna-misch erhöht, wodurch das Implantat stärker um-fasst wird (Morscher et al. 1997).

a

b

c

Abb. 5 Monoblockpfannen. Metall-Monoblock (a Marburg),Polyethylen-Monoblock (b TMT, c Morscher Press-fit Cup)

Da die Kraftübertragung in der Kompakta des Aceta-bulums stattfindet, eignet sich der äquatoriale Teilder Halbkugel besonders gut zur Verankerung derSchale. Die Untersuchung mit Druckmessfolien zeigt,dass die Hauptübertragung der Kräfte in der Peri-pherie mit Konzentration der Belastung auf den ilia-kalen, pubischen und ischialen Pfeilern erfolgt (Wid-mer et al. 2002).

Damit die Implantate polseitig nicht anstehen, bevorsie äquatorial verklemmen, wird die Schalenhöhe, z. B. durch unterschiedliche Gestaltung des Radius,gegenüber der Frästiefe reduziert, d. h. der Pol istabgeflacht (Abb. 7).

Bei Pressfitpfannen ist der formschlüssige Kontaktam Rand eine Versiegelung gegen das Eindringenvon Abrieb, welcher zu Knochenresorption undLockerung führt. Die polseitige Lastübertragung wirddurch die Abflachung reduziert, ebenso die Gefahrder Verkippung. Postoperativ stellt sich ein neuesGleichgewicht von Knochenan- und -abbau in Bezugauf das Implantat ein. Durch die Osseointegration beiTitannetzen wird die Sekundärstabilität, hinsichtlichKipp- und Rotationsstabilität, wesentlich erhöht.

Die Verankerung der Schraubpfannen gewährleistetdurch das Verankerungsprinzip eine hohe primäreStabilität (Effenberger et al. 2003, Schwarz et al.

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a

c

b

d

e

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)

2003). Das Eindrehverhalten und damit das Erreichender geplanten Implantatsposition werden entschei-dend durch die Gewindegeometrie (Abb. 8)bestimmt. Die verwendeten Gewindeformen sindvielfältig. Die vielen Variablen eines Gewindeserschweren das Differenzieren der einzelnen Fakto-ren (Effenberger und Imhof 2002).

Die äquatoriale Überdimensionierung und die Ober-flächenrauheit können nur dann wirken, wenn dasaufgefräste Acetabulum dem gewünschten Durch-messer entspricht. Oft wird aus Gründen der Kno-chenbeschaffenheit mit ungleicher Härte, aus techni-schen Gründen oder bei Wechseloperationen eine zugroße, ovale oder unrunde Auffräsung erreicht. In

diesen Fällen ergibt sich eine ungenügende Vorspan-nung im äquatorialen Bereich.

Als zusätzliches Element zur Verbesserung der Sta-bilität der Schalen werden externe Stabilisatorenverschiedenster Art verwendet. Bei Pressfitpfannenexistiert eine Vielzahl von Lösungen, um die durchDruck, Kippung und Zug ausgelösten radialen undaxialen Pfannenbewegungen zu kompensieren.

Die am häufigsten angewendete Technik zur zusätz-lichen Fixierung ist das Verwenden von Schrauben(Abb. 9). Die Voraussetzung dazu sind Bohrungen inder Schalenwand. Die meisten Primärpfannen besit-zen in der Richtung der Belastungsachse 1 - 3 Boh-rungen, damit die Schrauben nur mit Zug/Druckbelastet werden, da diese bei Verkippung der Pfannedurch Instabilität und Impingement sowie dadurchauftretende Scherkräfte oft versagen. Bei Reoperati-onspfannen werden meistens solche Pfannen miteiner Vielzahl von Bohrungen eingesetzt, da sich dieSchraubenrichtung oft nach dem noch vorhandenenKnochenmaterial richten muss. Da zentrale Polöff-nungen und Bohrungen die Ausbreitung von Abriebermöglichen, werden bei stabilen VerhältnissenSchalen auch ohne Bohrungen verwendet.

Als Stabilisatoren werden auch Hohlzylinder, Spikes,Stifte, Zapfen (Abb. 10) angewendet. Diese eignensich am besten, um die Kippstabilität zu sichern. Inder Regel werden sie mittels Bohrlehre ins Acetabu-lum vorgebohrt oder aber, bei nur geringer Länge,direkt eingeschlagen. Eine andere Form von Stabili-satoren sind äquatornahe Ringe (Abb. 11) oder Pyra-midenstrukturen, die indirekt ebenfalls eine Durch-messerzunahme darstellen und die Kippstabilitätunterstützen. Finnen (Abb. 12) eignen sich, ebenso

Hüftendoprothetik 5

Abb. 8 Gewindegeometrie. a Sägengewinde, polseitigflach, b Sägengewinde, äquatorseitig flach, c Flachgewin-de, d Spitzgewinde

Abb. 9 Pressfitpfanne mit optionaler Schraubenfixierung

Radius (mm)

Pfa

nnen

höhe

(mm

)

Radius (mm)

Pfa

nnen

höhe

(mm

)

Radius (mm)

Pfa

nnen

höhe

(mm

)

Radius (mm)

Pfa

nnen

höhe

(mm

)

a c

b d

Abb. 7 Abgeflachte Pressfitpfannenform durch unter-schiedliche Radiengestaltung

wie Zapfen, zur Unterstützung der Rotationsstabi-lität. Wird auf einen Pressfit verzichtet und die“Exakt-fit-Technik” angewendet, ist die zusätzlicheFixierung mit Nägeln (Marburg Pfanne) oder Zapfenund Schrauben (RM Pfanne) erforderlich. Auch das

Gewinde der Schraubpfanne stellt einen Stabilisatordar und weist einen Pressfit auf.

Das Ausmaß von Knochendefekten bei Wechselope-rationen führte zu verschiedenen konstruktiven Lö-sungen. Bei der zementfreien Pressfit-Rekonstrukti-on werden hemisphärische Pressfit-Implantate mitBohrungen in den Schalen, die ein situatives Einbrin-gen von Befestigungsschrauben ermöglichen, veran-kert.

Die Position, die Form und Implantationstechnikeiner zusätzlichen Fixierung sowie die Anzahl derFixierungspunkte haben letztendlich Einfluss auf dieStabilität und Festigkeit. Die Implantatsfixation mitSchrauben wird bei In-vitro-Versuchen kontroversdiskutiert. Dabei wird auf die höhere Primärstabilitätder mit Schrauben fixierten Pfannen verwiesen. Tier-experimentell zeigt sich zudem eine erhöhte Osseo-integration im Schraubenbereich. Die zusätzlicheFixierung mit Schrauben führt auch zu einem größe-ren Widerstand gegen Mikrobewegungen als diealleinige Pfannenkomponente. Wenn die Pressfit-technik jedoch adäquat eingesetzt wird, besteht keinzusätzlicher Nutzen von Schrauben. Kein Unter-schied besteht in der initialen Stabilität zementfreierPfannen mit HA Beschichtung, ob diese mit oderohne Schrauben verwendet werden.

Ohne Schrauben kommt es durch Mikrobewegungenzur Selbstpositionierung der Pfanne. Die Gelenks-kraft wird dann über die Pfanne stabil durch dreiLasteinleitungspfade in das Darmbein, Sitzbein undSchambein geführt. Mit Schrauben kann sich eineDrehachse, z. B. als gedachte Verbindungslinie zwei-er Schraubenköpfe, bilden, die eine unerwünschteKippbewegung der Pfanne unter der Einwirkung derGelenkskraft hervorruft, sofern sich ein wirksamerHebelarm zur Drehachse einstellt (Abb. 13). Schrau-ben-Fixierungen sind somit im dynamischen Systemder Pfannenverankerung zusätzliche Stabilisierungs-punkte, um die in ungünstigen Fällen Drehbewegun-gen und Kippbewegungen eintreten können. Ein Ein-wachsen wird dadurch verhindert. Pressfit-Implanta-te ohne Schrauben können hier Vorteile haben. Beiinadäquater Primärstabilität und bei schlechter Kno-chenqualität sind Schrauben indiziert.

Die unterschiedlichen Acetabula (Effenberger et al.2004) müssen mit den verfügbaren Implantaten ver-sorgt werden können. Dabei sind auch die verschie-denen Knochenqualitäten zu berücksichtigten. Peri-phere und zentrale Arthroseformen mit unterschiedli-cher Ausprägung erfordern ein differenziertes opera-tives Vorgehen. Die hemisphärische Implantatsform(Abb. 14a, b) begründet ihre Existenz in der Tatsche,dass ein Acetabulum annähernd dieser Form ent-spricht. Dies bedeutet wenig Knochenresektion und

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Abb. 10 Spike und Zapfen als Kippstabilisatoren

Abb. 11 Ringe und Rippen als Kippstabilisatoren

Abb. 12 Finnen als Rotationsstabilisatoren

eine nach dem Auffräsen freie Wahl der Implantati-onsrichtung. Da zur Stabilisierung eine nicht hemi-sphärische Form vorteilhafter ist, führte dies zuasphärischen, elliptischen, parabolen oder koni-schen Formen (Abb. 14c-f). Bei den Schraubpfannen(Abb. 15) dominierte bisher die konische Form. Dieseweisen außen einen Konuswinkel von ca. 30º auf. DieEntwicklungsperioden der Pfannen zeigen durch diePolabflachung bzw. die Modifikationen der koni-

schen Form eine zunehmende Anpassung an dieanatomischen Verhältnisse (Abb. 15c-g).

Die Kippversuche mit Schraubpfannen weisen nach,dass die konische Implantatsform durch ihre Geome-trie ein höheres Kippmoment als die sphärischeForm hat (Effenberger et al. 2003, Schwarz et al. 2003).Vergleichsweise werden diese hohen Kippmomentebei analogen Versuchen mit Pressfitpfannen nicht erreicht.

Hüftendoprothetik 7

Abb. 14 Pressfitpfannenformen. Hemisphärisch (a Harris-Galante I, b Trilogy)

a

b

ba

Abb. 13 Drehachse durch die beiden Schraubenpositionen (a). Blick in Richtung der Drehachse; mögliche Mikrobewegun-gen der Schale - Bewegungssausschlag übertrieben (b)

8

c e

d f

e

f

Abb. 14 Pressfitpfannenformen. Sphärisch-abgeflacht (c Morscher Press-Fit cup, d MPF), elliptisch (e Duraloc), hemis-phärisch, 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)

Die Implantatsform für Wechseloperationen ent-spricht entweder der bei Erstoperationen, oder dieForm kompensiert die Defekte. Für Acetabula mitkranio-kaudalen Defekten sind längsovale Reoperati-onssysteme verfügbar (Abb. 16). Diese zusätzlich mitSchrauben fixierten Implantate erlauben z. T. durchunterschiedliche Einsätze eine Optimierung desRotationszentrums (Köster et al. 1998). Die bei Erst-implantation eingesetzten Schraubpfannen wedenbei ausreichender Knochensubstanz und entspre-chendem Containment auch bei Revisionen verwen-det. Bei Revisionen hat sich als Lösung, analog zuPressfitpfannen, das Anbringen einer Vielzahl vonBohrungen in der Schale ergeben (Abb. 17).

Nach Defektauffüllung und zum Überbrücken vonRanddefekten sowie medialen Wanddefekten wer-den je nach Knochenzustand Implantate mit ver-schraubbaren Laschen (Abb. 18) und kaudalenHaken (Hakenschale n. Ganz) eingesetzt. Diese wer-den zwischen der Tränenfigur und den oberen Pfan-nenanteilen verspannt. Der Haken dient hier auch alsOrientierungshilfe zur Rekonstruktion des Rotations-zentrums.

Antiprotrusionsschalen werden im Ileum mittelsSchrauben und im Ischium mit einer Lasche fixiert(Böhm und Banzhaf 1999). Für die Fixation der Poly-ethylenpfannen in diesen Schalen ist jedoch Kno-

10

e e

f f

gg

Abb. 15 Schraubpfannenformen. Parabol (e Hofer-Imhof), sphärisch (f Zintra), hemisphärisch-abgeflacht (g Schraubring SC)

chenzement erforderlich. Die zementfreie Versorgunggroßer Defekte erfordert modulare Systeme, woSchraubenzahl und Pfanneneingangsebene individu-ell gewählt werden können (Abb. 19). SpezielleImplantate mit zentralem Zapfen (Sockelpfanne) wer-den im dorsalen Beckenknochen axial verankert(Schoellner und Schoellner 2000). Prothesen, dietragfähige Anteile des Ileums als Widerlager (Sattel-prothese) benötigen, sind besonderen Fällen vorbe-halten. Sonderanfertigungen sind zum Überbrückenvon großen Defekten des Beckens, z. B. derTumorchirurgie, notwendig.

Material und Oberfläche

Die meisten Schalen sind aus Reintitan-Stangen-Material hergestellt, einige Schalen werden aus dervor allem für den Stiel verwendeten Titan-LegierungTi 6Al 4V gefertigt. Die Rauheit der Oberfläche istinsbesondere für die sekundäre Stabilisierung durchdie Osseointegration mit direktem Zellverbund zurImplantatsoberfläche von Bedeutung. Viele Implan-tatoberflächen sind korundgestrahlt (Abb. 15b-g).Die dadurch erreichte Rauigkeit (Mittenrauheit Ra) ist

durchschnittlich 4-8 µm. HA-Beschichtungen änderndie Oberflächenrauigkeit nur geringfügig (Abb. 15a).Eine rauere Oberfläche wird durch die Titanplasma-spray-Beschichtung erreicht (Abb. 14d). Ebensokönnen Titannetze (Abb. 14a-c), Titankugeln (Abb.14e) oder Trabekelstrukturen (14f) aufgesintert,gegossen oder mechanisch befestigt werden. DiePorengröße reicht von ca. 100 µm bis ca. 1,5 mm, diePorosität von ca. 40% - 80%. Um die Implantat-Kno-chen-Verbindung zu stimulieren, werden auf dieSchalen zusätzlich bioaktive Substanzen aufge-bracht. Die Beschichtung mit Hydroxylapatit (HA,Abb. 15a, 17b) kann die Fixation mit Verstärkung desWachstums zur Überbrückung von Spalten verbes-sern. HA beschichtete Pfannen erreichen frühzeitigdie Festigkeit von schraubenfixierten Pfannen. DieStabilität der Pfannen wird durch HA insgesamterhöht, die Säume vermindert. Das verstärkte Kno-cheneinwachsverhalten bestätigt die Eigenschaftenvon HA. Der eigentliche Effekt von Hydroxylapatitscheint in der Spaltbildungsheilung und im Versie-geln des Interface mit Verhinderung des Ausbreitensvon Abrieb zu sein.

Die im Plasmasprayverfahren aufgebrachte HA-Schicht hat eine Dicke bis ca. 200 µm, eine geringe-

Hüftendoprothetik 11

Abb. 16 Längsovale Revisionspfannen (a Bofor, b CL Metallsockel kranial aufgesockelt)

a

b

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Abb. 17 Schraubpfannen mit optionaler Schraubenfixierung (a Wagner, b Trident Arc 2f)

a

b

re Löslichkeit und eine höhere Kristallinität. Demge-genüber haben elektrochemische Verfahren eineSchichtdicke von ca. 20 µm, eine größere Löslich-keit, eine geringere Kristallinität und eine Resorptioninnerhalb von wenigen Wochen.

Stabilität

Die stabile Verankerung (Primärstabilität, Festigkeit)und der Knochenkontakt sind die Voraussetzungenfür die Osseointegration. Dazu dürfen die Relativbe-wegungen an der Implantat-Knochengrenze einbestimmtes Maß nicht überschreiten. Implantatbe-wegungen können durch die chirurgische Technik

und den Setzeffekt, der von der Knochenqualitätabhängt, entstehen. Das Ziel aller Systeme ist einedichte, formschlüssige und stabile Fixation von Kno-chen und Schale. Diese bewahrt vor Mikrobewegun-gen und es kommt zum An- bzw. Einwachsen vonKnochen. Mikrobewegungen fördern den Abrieb anden Kontaktstellen von Knochen und Polyethylen.Relativbewegungen von mehr als 40 - 150 µm führenzur Bildung einer Bindegewebszwischenschicht undverhindern die Osseointegration (Kienapfel et al.1999).

Aufgrund der Tierversuche ist davon auszugehen,dass zunehmende Distanzen zwischen poröserImplantatoberfläche und Knochenlager den Verlauf

Hüftendoprothetik 13

Abb. 18 Pfanne mit kranialer Lasche (SL-2)

Abb. 19 Modulare Revisionspfanne (MRS)

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der Defektheilung verzögern und bei entsprechenderSpaltbreite ein Knocheneinwachsen verhindern. Kli-nisch-radiologische Verlaufsserien von konischenSchraubpfannen zeigen, dass Spaltbildungen vonmehreren Millimetern keinen unerwünschten Einflusshaben. In der kranialen Zone kommt es zur vollstän-digen Osseointegration, in der polseitigen Zone kön-nen Spalträume bestehen bleiben. Das Entstehenvon Spalten zwischen Implantat und umgebendemKnochen muss deshalb durch die Implantatsgestal-tung (Effenberger und Imhof 2002), durch dasImplantationsinstrumentarium und eine präzise Ope-rationstechnik minimiert werden.

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 Knochen-gewebe und damit die langfristige Sekundärveranke-rung. Durch den engen Verbund ist das Auftreten vonZysten bzw. Osteolysen auch nach 10 Jahren nurgering (Hinrichs et al. 2001).

Für die Inklination der Pfanne werden Winkel von30° bis 55° und eine Anteversion von 0° bis 30°angegeben (Bader et al. 2002). Eine größere Inklina-tion der Pfanne ist zu vermeiden, zumal ein erhöhtesLuxationsrisiko (Kohn et al. 1997) besteht und ver-mehrt Abrieb produziert wird. Eine optimale Pfannen-position in einem sicheren Bereich kann durch diePfannennavigation erreicht werden.

Komplikationen

Probleme mit zementfreien Pfannen ergeben sichauch durch

• unzureichende Primärstabilität und unvollständi-gen Knochenkontakt

• freie Gewindegänge und überstehende Implantate• Pfannenbodenperforation und Acetabulumfrakturen• Gefäß-, Nervenverletzungen• Einsatzluxationen• Implantats- und Einsatzbrüche• Abrieb und Osteolysen • Implantatslockerung

Hemisphärische Implantate, die ohne konstruktiveoder operative Überdimensionierung bzw. ohnezusätzliche Stabilisierung eingebracht werden undeine zu geringe Oberflächenrauigkeit haben, könnendurch unzureichende Primärfixation ein frühzeitigesImplantatsversagen bedingen. Bei mangelhaftemDesign und unzureichender Fixation können auchHA-beschichtete Implantate versagen. Ein Überdre-hen des Gewindes bei der Schraubpfannenveranke-rung kann zur Zerstörung bzw. zum Versagen des

Knochlagers führen und eine Implantatslockerungverursachen.

Bedingt durch das Implantatsdesign oder die Über-dimensionierung können Implantate nicht entspre-chend positioniert werden, sodass daraus ein unvoll-ständiger Knochenkontakt resultiert. Dazu kommtes auch bei Schraubpfannen mit ungeeigneter Ge-windeform und sklerosiertem Knochen.

Durch Fehlpositionierungen oder ein frühzeitiges Ver-klemmen können freie Gewindegänge auftreten, dieebenso wie ein überstehendes Implantat ein Impin-gement bedingen (Abb. 20).

Konische Implantate können formbedingt eine Per-foration des Pfannenbodens verursachen. Durch zugroße Überdimensionierung der Pfannen kommt eszu Acetabulumfrakturen, die auch beim Einschlagenoder Einschrauben der Schale auftreten können.

Bedingt durch die anatomischen Verhältnisse kön-nen bei Verwendung von Schrauben Gefäß- undNervenverletzungen auftreten. Die Gewinde derSchraubpfannen stellen ebenso eine Gefahr für dieseStrukturen dar (Ochsner 2002).

Eine Rotation von Polyethyleneinsätzen kannOsteolysen auslösen. Durch den Bruch des Fixie-rungsringes sowie einen unzureichenden Fixations-mechanismus des Einsatzes kommt es zur Locke-rung des Polyethyleneinsatzes mit Trennung vonSchale und Einsatz (Neumann und Dorn 2003). Ein-satzluxationen machen Designänderungen notwen-

Abb. 20 Überstehendes Implantat mit freiem Gewindegang.

Hüftendoprothetik 15

dig. Damit kommt der konischen Inlayfixierung undder Verankerung über Schnapplippen (Abb. 6b),wodurch eine stabile Fixation des Einsatzes erreichtund die Ausbreitung von Polyethylenabrieb unter-bunden werden kann, besondere Bedeutung zu.

Dem Vorteil der Modularität von Schale und Einsatzsteht das Problem eines neuen Interface gegenüber,wodurch Relativbewegungen, Abrieb, Kaltfluss undDeformationen auftreten können. Durch einen unzu-reichenden Verankerungsmechanismus entsteht ver-mehrter Abrieb, der durch Mikrobewegungen und dieOberflächenbearbeitung bedingt ist. Der Forderungnach glatten Kontaktflächen zur Vermeidung von Ab-rieb steht die Realität korundgestrahlter Innenflächenzur Stabilitätsverbesserung und Rotationshemmunggegenüber. Bohrungen können der Ausbreitungswegfür den Abrieb sein. Dieser kann auch durch dendirekten Kontakt von Einsatz und Schrauben verur-sacht werden. Probleme mit Schrauben und Bohrun-gen haben zu Pfannen ohne Bohrungen, Zapfen oderGewinde geführt (Morscher et al. 1997).

Aseptische Pfannenlockerungen verlaufen häufigüber eine lange Zeit asymptomatisch. Bestehen be-reits glutaeale Schmerzen, zeigt das radiologischeBild oftmals bereits ausgedehnte Osteolysen (Abb.21, Effenberger et al. 2004). Regelmäßige radiologi-sche und klinische Untersuchungen können größereknöcherne Defekte vermeiden. Bei diesen Defektenist die Rekonstruktion aufwendig und mit mehr Ope-rationsrisiken und Funktionseinschränkungen für denPatienten verbunden.

Da die Verformung bei dünnwandigen Implantatenexponentiell zunimmt, besteht bei dünnwandigenImplantaten und speziellen Konstruktionen, die eindynamisches Verhalten des Implantates erzielen wol-len, ein erhöhtes Risiko eines Implantatsbruches(Döttl et al. 2004, Abb. 22). Begünstigend wirkt dabei

die fehlende Knochenunterstützung. Die unzurei-chende Handhabung von Keramikeinsätzen kann Ein-satzschäden verursachen, zudem können TraumenKeramikeinsatzbrüche bedingen (Schunck und Jero-sch 2004, Abb. 23).

Bei kleinen Schraubpfannengrößen besteht eine Kor-relation hinsichtlich häufigeren Pfannenwechseln(Effenberger et al. 2004). Die auch bei kleinen Press-fitpfannen auftretenden Revisionen sind durch diegrößere Verformbarkeit der Konstruktion bei geringe-rer Wandstärke bedingt, sodass die Indikation fürkleine Pfannen gering gehalten werden sollte (Hin-richs et al. 2001).

Indikationen für einen Pfannenwechsel sind durchdie aseptische Lockerung, die Fehlpositionierung derPfanne mit Impingement- und Luxationsfolgen, ein

Abb. 21 Ausgedehnte Acetabulumosteolyse und zentraleFraktur bei Polyethylenabrieb 12 Jahre postoperativ.

Abb. 22 Röntgen 6 Jahre postoperativ mit zarter Fraktur-linie im kranio-lateralen Bereich der Schraubpfanne. Feh-lende Osseointegration kranial und zentral (Zone I/IV, V).

Abb. 23 Keramineinsatzbruch und zentrale Migration desKeramikkugelkopfes.

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Implantatsversagen und septische Komplikationengegeben. Zu einer aseptischen Lockerung kommt esdurch ungenügende Primärfixation, Materialabriebund unzureichendes Einwachsverhalten. Eine unzu-reichende Inlayfixation sowie der Implantatsbruchbedingen ein direktes Implantatsversagen.

Wechselstrategien

Das Ziel der Pfannenrevision ist es, die knöchernenDefekte wieder aufzubauen und die anatomischenVerhältnisse des Hüftgelenkes wieder herzustellen,um eine möglichst anatomische, stabile und belast-bare Rekonstruktion des Pfannenlagers zu erhalten.

Die Rekonstruktionsprinzipien sind Pressfitveranke-rung oder die “überbrückende Fixation” (Elke et al.2003). Dabei werden die Wiederherstellung eines trag-fähigen Pfannenlagers und die möglichst anatomi-sche Platzierung des Rotationszentrums angestrebt.Die Beinlänge und der Offset (Effenberger et al. 2003)sollten angepasst werden. Das Ausmaß eines “HighHip Centers” muss so gering wie möglich gehaltenwerden. Eine Lateralisation des Rotationszentrumssollte vermieden und das “Containment” wieder trag-fähig hergestellt werden. Dabei sind eine ausreichen-de Pfannenauflage und eine genügende Pfannen-überdachung im originären Knochen anzustreben.

Bei der Rekonstruktion werden cavitäre Defekte als“contained” angesehen. Bei den Defekten mit trag-fähigem Pfannenrand ist die Verwendung einer Pressfitpfanne möglich. Für die Pressfit-Verankerungmuss in Revisionssituationen noch ausreichendautologer Knochen vorhanden sein. Meist liegtjedoch ein inhomogenes Knochenlager vor.

Bei reinen cavitären Defekten kann meistens einezementfreie Pressfitpfanne verwendet werden. Beider einfachsten Methode wird das lockere Primärim-plantat durch einen größeren oder ähnlichen Pfan-nentyp ersetzt.

Große Defekte machen die Verwendung von Jumbocups notwendig. Längsovale Defekte werden durchImplantate mit einer ebensolchen Form versorgt(Abb. 16).

Segmentale Defekte werden als “nicht contained”angesehen. Bei diesen Defekten sind zusätzlicheMaßnahmen mit Schrauben, Pfannendachschalen,Spezialpfannen, Allograft, überbrückende Implanta-te, Netze in Kombination mit “Impaction Grafting”,abstützende und stabilisierende Maßnahmen erfor-derlich, um eine genügende Primärstabilität desPfannenimplantates zu gewährleisten. Die tragendeFunktion muss von den Implantaten übernommen

werden. Diese schützen die eingebrachte Spongiosaauch vor der direkten Belastung und damit vor demZusammensintern und einer Resorption mit konse-kutiver Implantatslockerung. Gemahlene Spongiosa,aber auch kortiko-spongiöse Späne, sind alleinenicht tragfähig und sollten nur als Füllmaterial voncavitären Defekten verwendet werden.

Strukturelle Allografts müssen mit entsprechendverankerbaren, stützenden und schützenden Pfan-nenimplantaten kombiniert werden.

Nach der Pfannenrekonstruktion kann es zu Set-zungsprozessen kommen. Ein Nachsetzen des Im-plantates (Settling) ist bei Revisionseingriffen mit auf-gefüllten cavitären Defekten und ungleichmäßig ver-teilter kortikaler Abstützung praktisch unvermeidbar.Damit Allograft oder Spongiosa dauerhaft unterKompression gehalten werden, ohne dass es zumAuftreten von Kippmomenten kommt, sollte einNachsetzen möglich sein.

17

Hüftschäfte

Die Anatomie des proximalen Femurs ist ausge-sprochen variabel (Dorr 1993), sodass kein Femurdem anderen exakt gleicht. Die Femurosteoto-mieflächen zeigen eine große Varianz, konkreteMuster sind nicht zu erkennen (Jerosch et al. 1999).Ein regelrechter Canal Flare Index (CFI, Noble et al.1988) liegt bei der Mehrzahl vor, dennoch müssenauch abweichende Formen versorgt werden.

Die Lateralisation (Offset) des Femurs bewegt sichzwischen 20 mm und 65 mm (Noble et al. 1988,Aldinger 2004) und steht in direktem Zusammenhangmit dem CCD-Winkel und der Halsachsenlänge.Diese beiden Größen bestimmen wiederum den Off-set, die Beinlängenveränderung sowie die Lage desDrehzentrums.

Für die Antetorsion (Abb. 24) des Femurs werdenWinkelunterschiede 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, Robin-son et al. 1997, Bader et al. 2002, Jerosch et al.2002). Am Femur und Implantat (Abb. 25, 26) ist derCCD-Winkel als Centrum/Caput-Collum-Diaphysen-Winkel definiert.

Am Implantat ist die Halsachsenlänge durch die Dis-tanz zwischen dem zentralen Schnittpunkt (Schnitt-punkt der Halsachse und der Stielachse) und demproximalen Halsende (Abb. 26) gegeben. Die Hals-länge reicht vom proximalen zum distalen Halsende.Die Stielachse entspricht der Diaphysenachse amFemur.

Der Prothesenhals setzt sich aus Konus und Halsteilzusammen. Das Vorhandensein dieser veränder-lichen Größen führt zu einer großen Variabilität derSchenkelhalsgeometrie. Die Probleme bei derWiederherstellung der ursprünglichen Verhältnissedurch Implantate zeigen sich in der Vielzahl vonHüftschaft-Modellen, aufgeteilt in verschiedeneGrößen.

Die Resektionsebene (Abb. 26) ist als historischerBegriff zu werten, der von den zementierten Kragen-prothesen abgeleitet ist und auch bei zementfreienSchäften verwendet wird. Voraussetzung für die Ver-wendung eines Kragens ist die Übereinstimmungvon anatomischer Resektionsebene und proximalerProthesenkonstruktion hinsichtlich Kragenwinkel undseiner Position.

Bei physiologischer Belastung trifft die Gelenkresul-tierende (Bergmann et al. 2004) im Einbeinstandunter 16° gegen die Senkrechte auf den Hüftkopf.Danach verläuft der Kraftvektor intraossär. Beim künstlichen Hüftgelenk werden die Kräfte über denKugelkopf auf das Implantat übertragen (Abb. 27).Der Kraftvektor läuft, bedingt durch die schlankeHals- und Schaftkonstruktion, medial außerhalb derProthese und erzeugt somit neben der Axialbelas-tung ein Biegemoment (Kippmoment), das durchradiale Reaktionskräfte des Femurs kompensiertwerden muss. Beim Aufstehen aus dem Sitzen undbeim Treppensteigen wird auf die Prothese ein hohesRotationsmoment übertragen, sodass hinsichtlich derPrimärstabilität entsprechende Rotations-(Dreh-),Radial-(Kipp-) und Axialstabilität gegeben seinmüssen.

Von anterior-posterior betrachtet, entstehen, bedingtdurch einen variablen Offset, unterschiedliche Kipp-momente, aber auch von lateral gesehen, auf Grundvon Veränderungen der Anteversion. Die axialenBelastungskomponenten pressen den Stiel in denFemur und erzeugen Kippmomente im proximalenProthesenteil. Von Bedeutung ist dabei ein Wechselder Stielbelastung. So entstehen im Stehen, ins-besondere im Einbeinstand (Extension), die größtenKippmomente und axialen Belastungen. Dieseändern sich, z. B. beim Niedersetzen oder beim Trep-pensteigen, in Rotationsmomente. Die auftretendenKräfte stehen in engem Zusammenhang mit dengeometrischen Verhältnissen des Schenkelhalsesund damit auch mit der Auslegung des Hüftstiels indiesem Bereich (Halslänge/CCD-Winkel).

Abb. 24 Antetorsionswinkel (AT). Die durchschnittlicheFemurantetorsion liegt bei ca. 12-14°.

-15°

+15°

AT

18

Abb. 25 Femur (a von vorne, b von lateral, c von medial).

Offset

Lateralisation

Keil-/Konus-Winkel (ap)

Keil-/Konus-Winkel (v. lateral)

ZentralerSchnittpunkt

CC

D-W

inkel

Bei

nlän

gen-

Verä

nder

ung

Stie

lläng

e (S

tiel)

Stie

lach

se

Halslänge (Hals)

KonusHalsteil

Halsachsenlänge

Halsachse

proximales Stielende

distales Stielende

proxim

ales H

alsen

de

zent

rales

Stie

lende

distale

s Hals

ende

Resek

tions

eben

e

a b c

Abb. 26 Hüftschaft (a von vorne, b von lateral, c von medial).

Centrum

CaputCollum

Diaphyse

a b c

Hüftendoprothetik 19

R

R

Fy

Fx

Fx

ab

c d e

FzFz

R

Fy

Fz

R

Fy

Fz

R

Fy

Fz

Rotationskraft

Radialkraft Axialkraft

Radialkraft

Abb. 27 Der Schaft ist analog der Femurachse und Kurvatur in ap von proximal lateral nach distal medial und in der Sei-tenansicht 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 Tor-sionsmoment bezüglich der Stielachse bewirkt. Aus der Axialkraft (Fz) entstehen Kippmomente, und bedingt durch die Keil-form, Radialkräfte nach medial und lateral sowie ventral und dorsal. Fy erzeugt die Rotationskraft, woraus ein Torsionsmo-ment entsteht (a). Abbildung b zeigt die Zerlegung der Resultierenden R in die Vektoren Fz und Fx. Diese beiden Kräfte bewirken Kippmo-mente in der Frontalebene. Wenn die Verankerung der Prothese oberhalb der Schnittebene der Resultierenden liegt, ergibtsich 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 Zugangermöglicht das Einbringen von langen und geradenStielen, die hohe Kippstabilität in alle Richtungenaufweisen. Die Kippstabilität hängt direkt mit denStiellängen zusammen, wobei lange Stiele sich sta-biler als kurze implantieren lassen.

Der Hüftstiel (Abb. 26), der dem Verankerungsteil derProthese entspricht, hat die Aufgabe der Ver-ankerung und die auftretenden Kräfte weiterzuleiten.Stielform und Stiellänge sind unterschiedlich undabhängig vom Verankerungstyp und der Konstruk-tion.

Die gewünschte Art der Kraftübertragung vomImplantat auf den Knochen bestimmt im Wesent-lichen das Design des Hüftstiels. Dieser sollte sogestaltet sein, dass die physiologische Kraftein-leitung möglichst nachvollzogen wird und von proxi-mal nach distal abnimmt. Durch die Resektion desSchenkelhalses wird die physiologische Kraftein-leitung geändert.

ZEMENTIERTE SCHÄFTE

Voraussetzung für die dauerhafte Implantatsstabilitätist die Fixation von Implantat, Zement und Knochenmit intaktem Interface.

Die Verankerung der zementierten Hüftschäfte (Abb.28 - 32) erfolgt im metadiaphysären Femurabschnitt,für den proximalen Femurteilersatz ist die Veranke-rung diaphysär (Abb. 33).

Für die Verankerung ist, geometrisch betrachtet, eineStielkrümmung mit konstantem Radius ideal. Diegebogene Form wirkt insbesonders zum Auffangenvon Rotationskräften, aber auch als axiale Stabilisati-on. Dazu dienen ebenso rechteckige oder trapezoideQuerschnittsformen (Abb. 34a, b), wobei diese auchzur Stabilisierung von Valgus-/Varus-Bewegungen die-nen. Bei der Umsetzung von Lösungen zur Veranke-rung wurde eine Vielzahl von Stielbögen und Quer-schnitten entwickelt.

StabilisatorenZur Unterstützung der Stabilität werden an denImplantaten zusätzliche Stabilisatoren angebracht.

Ein proximaler Kragen soll ein Nachsinken, aberauch durch Abdichtung ein Austreten von Zement-partikeln verhindern. Dadurch wird zudem eine Ver-besserung der Zementkompression erreicht. Ob einNachsinken dadurch effektiv verhindert werden kann,ist fraglich.

Durch die geänderte Krafteinleitung kommt es post-operativ zu einer Kalkarresorption, wodurch der Kra-gen seine ursprünglich vorgesehene Funktion derKraftübertragung verliert (Kale et al. 2000).

Die Frage, ob eine Prothese einen Kragen haben soll-te oder nicht, kann auch durch die Ergebnisse vonNationalregistern nicht beantwortet werden (Malchauet al. 2000).

Zur Varus-, Valgusstabilität werden Längsrillen oderLängsnuten (Abb. 34c) angebracht. Um eine Schwä-chung des Zementbettes zu verhindern, werden siein Längsrichtung und verrundet gefertigt. Die Stabi-lität der Verankerung wird hinsichtlich der radialenund axialen Stabilität hauptsächlich durch die gebo-gene Schaftform, bezüglich der Zementkompressiondurch das von distal nach proximal zunehmendeImplantatvolumen und hinsichtlich der Varus-, Val-gusstabilität durch den Schaftquerschnitt bestimmt.

Proximale/laterale Finnen (Abb. 34d, e) unterstützendie Rotationsstabilität, proximal/horizontal auslau-fende Rippen die axiale Stabilität und die Zement-kompression.

Als indirekte Stabilisatoren können die verschiede-nen Stielzentrierungssysteme angesehen werden.Sie wirken insofern stabilisierend, indem sie einerelativ konstante Zementmanteldicke bewirken unddamit das ganze Zement-Stiel-System unterstützen.

ZementiertechnikDurch die Resektionsebene des Schenkelhalses undnicht radiäre Stielformen, die beim Raspeln ein zugroßes Schaftlager verursachen, wird ein asymmetri-scher Zementmantel, der 2 - 3 mm nicht unterschrei-ten soll, erreicht (Barrack et al. 1992, Ebramzadeh etal. 1994, Fisher et al. 1997, Breusch et al. 2001).

Bei dünner Ummantelung (Draenert und Draenert1992) können Lockerungsprobleme (Massoud et al.1997) und lokale Osteolysen (Schmitz et al. 1994)entstehen. Dazu kommt, dass der Zement, auf Grundder spongiösen und kortikalen Knochenqualitäten,nicht gleichmäßig tief in den umliegenden Knocheneinzudringen vermag. Insbesonders anatomischadaptierte Stiele haben die Voraussetzung für einengleichmäßigen Zementmantel (Breusch et al. 1998).

Um eine bessere Zementverzahnung zu erreichen,wurde die Zementiertechnik kontinuierlich verbes-sert. Für ein entsprechend ausgesteiftes Implantats-lager ist der Erhalt der Spongiosa notwendig. Fehltdie Spongiosa, wird die Scherbeanspruchung redu-ziert (Dohmae et al. 1988) und es kommt zu ver-mehrter Lockerung (Beckenbaugh und Ilstrup 1978).

21

a b

Abb. 29 Meta-diaphysäre Verankerung mit gebogenerMonoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) vonap (a) und lateral (b).

a b

Abb. 28 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader Mono-blockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) von ap (a)und lateral (b).

Abb. 30 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischgeformter Monoblockprothese mittlerer Länge (Standard-schaft) von ap (a) und lateral (b).

a b

Abb. 31 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischgeformter Modularprothese mittlerer Länge von ap (a) undlateral (b).

a b

22

Abb. 32 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischgeformter Monoblockprothese lang (Langschaft) von ap (a)und lateral (b).

a b

Abb. 33 Diaphysäre Verankerung mit modularer Prothese(proximaler Femurteilersatz).

Abb. 34 Rechteckige (a) und trapezoide (b) Querschnitts-formen, Nut (c) und Finnen (Stabilisatoren d, e)

a b

c d e

Hüftendoprothetik 23

Die Qualität des Interface spielt die entscheidendeRolle hinsichtlich der Haltbarkeit der Zementfixierungam Femur (Mulroy et al. 1995, Mulroy und Harris1997). Trotz verbesserter Technik ist ein frühzeitigesVersagen möglich (Sporer et al. 1999).

Das ungenügende Eindringen von Zement in dieSpongiosa, die Alterung des Zementes sowie dieReaktionstemperatur von Zweikomponentensyste-men zeigten sich als Nachteile des Zementes. Abeiner Reaktionstemperatur von 47°C entsteht beiZementmanteldicken von 3 mm ein Einfluss durchdie Wärmeentwicklung. Die Reaktionswärme be-dingt, wie bei der Pfanne, Nebenwirkungen mit Kno-chennekrosen (Oates et al. 1995), ohne dass dieseinen Einfluss auf die Langzeitergebnisse habenmuss. Vitales Knochengewebe wird auch nach vielenJahren nachgewiesen (Jasty et al. 1990, Oates et al.1995).

Ein Vergleich zwischen der Vakuummischtechnik undder herkömmlichen Mischung (Tab. 3) ergab einerhöhtes Revisionsrisiko für die ursprünglich ange-wendeten Techniken. Durch die Porenreduktion beider Vakuummischtechnik (Schelling et al. 2002) kanneine geringere Revisionsrate erreicht werden (Mal-chau et al. 2000).

Material und Oberfläche

Als Material für zementierte Hüftprothesen werdenvorwiegend die CoCrMo-Gusslegierung (ISO 5832-4)und CoCrMo-Schmiedelegierung (ISO 5832-6) ein-gesetzt, weniger Titanlegierungen (Semlitsch 1987,Sotereanos und Engh 1995, Bensmann 1997).

Polierte Implantatsoberflächen, mit einer Mittenrau-igkeit (Ra) von <0,1µm, werden unter der Vorstellungverwendet, dass der beim Einsinken der Prothese

entstehende Abrieb vermieden werden kann. Polier-te Prothesen weisen jedoch das größere Nachsinkenim Vergleich zu matten, glasperlengestrahlten Ober-flächen auf.

Der Vergleich beim gleichen Prothesentyp ergibtbeim PMMA beschichteten Modell nach einem Jahrdas geringste Nachsinken, das größte beim poliertenund kragenlosen Modell. Das verstärkte Nachsinkendes Titanstiels wird durch die glättere Oberflächeund das niedrigere Elastizitätsmodul erklärt (Kärr-holm et al. 2000). Die Frage, ob der Stiel hochglanz-poliert werden soll oder nicht, kann auch an Handvon Registerdaten nicht beantwortet werden.

Glasperlengestrahlte Oberflächen erreichen klinischdie gleichen Ergebnisse wie glatte Flächen (Malchauet al. 2000). Die glasperlengestrahlten haben sichweitgehend bei Standardprothesen durchgesetzt,wenngleich auch einzelne polierte Prothesen dazuzählen.

Ein Precoating (Harris 1993) soll den Kontakt zumZement optimieren. Längerfristig zeigt sich dadurchaber ein Versagen bei einzelnen Prothesentypen(Verdonshot et al. 1998). Bei Implantaten mit einerrauen Oberfläche kann durch zusätzlichen Abrieb amInterface die Osteoklastenaktivität ebenfalls induziertwerden.

1. GenerationHandimpaktiertechnik

2. GenerationDistaler Verschluss des Schaftes mit ZapfenSpülungTrocknungRetrograde Füllung

3. GenerationDruckspülungZentriererZementkompressionReduktion der Zementporosität

Tab. 3 Generationen der Zementiertechnik

24

ZEMENTFREIE HÜFTSCHÄFTE

Bei Verwendung von zementfreien Hüftschäftenbesteht die Vorstellung, dass das Knochen-Implan-tat-Interface dauerhafter sei, als dies mit Polymethyl-methacrylat zu erreichen ist. Die ausgezeichnetenErgebnisse zementierter Femurprothesen stellen dieAnwender 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

• Verankerung• Stabilisatoren• Material und Oberflächevon entscheidender Bedeutung.

Die Hauptanforderungen an Hüftschäfte sind dasErreichen einer hohen Primärstabilität (primäre Fes-tigkeit) zwischen Knochen und Implantat und dieRekonstruktion des anatomischen Drehzentrums.

Verankerung

Das zentrale Problem zementfreier Schäfte stellt dieprimär stabile Verankerung dar. Initial wird die Stabi-lität durch einen Kraft/Reibschluss (Witzel 1988) miteiner Druckvorspannung (Pressfit) erreicht. Dazuwerden Techniken wie die der Verkeilung angewandt.Die Druckvorspannung sollte dabei mindestens solange aufrecht erhalten werden, bis die Sekundärsta-bilität durch Osseointegration vollzogen ist. Umbau-bzw. Resorptionsvorgänge sowie übermäßige Belas-tung können die Entwicklung der Sekundärstabilitätunterbinden, da die Druckvorspannung rasch redu-ziert wird.

Für die Kraftübertragung und Stabilität ist esnotwendig, dass sich die Prothese an der Kortikalisgroßflächig abstützt. Eine Kraftübertragung im proxi-malen Bereich ist nur dann gewährleistet, wenn derProthesenstiel distal nicht fixiert und knöchern nichteingebaut ist. Die unphysiologische Krafteinleitungbei distaler Schaftfixierung und Minderbelastung desproximalen Teiles kann zu Knochenumbau mit proxi-malem Knochenverlust und distaler Kompak-taverdichtung und -verbreiterung (Stress Shielding,Remodeling) führen.

Formbestimmende Kriterien sind die primäreVerankerungsart (epi-, meta-, diaphysär, Tab. 4) unddie anatomiegerechte Gestaltung der Stiele. Implan-tate, die primär metaphysär verankert werden, kön-nen durch Oberflächengestaltung (Korundstrahlung)eine zusätzlich diaphysäre Sekundärverankerungerhalten.

Durch das Querschnittsdesign im proximalen Be-reich der Prothese kann ein großer Hebelarm erreichtwerden, der das über den Prothesenkopf eingeleiteteDrehmoment kompensiert und als möglichst geringeFlächenlast in die Kompakta einleitet. Die Quer-schnittsformen des Schaftes reichen von rund überoval bis kantig (Abb. 35) und werden durch die Rota-tionskräfte beeinflusst. Entsprechend der anatomi-schen Metaphysenform wird mit einem rechteckigenoder längs-ovalen medio-lateralen Prothesenquer-schnitt ein größerer Hebelarm erreicht (Effenberger etal. 2001) und dadurch eine bessere Rotationsstabi-lität erzielt.

a

b

c

d

e

Abb. 35 Querschnittsformen (a rund, b oval, c hexagonal, d trapezförmig, e rechteckig).

Abb. 36 Epiphysäre Verankerung mit Kappenprothese.

Hüftendoprothetik 25

Epiphysäre Verankerung

Metaphysäre VerankerungMonoblock

GeradeKurz/mittel/lang

AnatomischKurz/mittel/lang

Custom made

ModularGerade

Anatomisch

Custom made

Meta-diaphysäre VerankerungMonoblock

Gerade

Anatomisch

Gebogen

ModularGerade

Anatomisch

Diaphysäre VerankerungMonoblock

Gerade

Anatomisch

ModularGerade

Anatomisch

Kompletter Femurersatz

Verankerungsschema der Hüftschäfte

Tab. 4

26

Epiphysäre VerankerungUm die natürlichen Knochenstrukturen nur wenig zuzerstören und damit eine weitgehend physiologischepostoperative Situation zu erhalten, wurden neueKonzepte entwickelt, bei denen die Schenkelhalsre-sektion als nicht erforderlich angesehen wird (Free-man 1986, Pipino 2000). Bereits frühzeitig kam dieOberflächenersatzendoprothetik (Schalen-/Kap-penprothese, Abb. 36), die die geringste Resektionerfordert, zur Anwendung (Wagner 1978). Poly-ethylenbedingte Fremdkörpergranulome und Osteo-lysen führten zu einem häufigen Versagen.

Dieses Konzept wurde mit neuen acetabulären Kom-ponenten weiterentwickelt (Mc Minn et al. 2003). AlsVorteil dieser Verankerung werden die geringeKnochenresektion, der Erhalt des epi- und meta-physären Femurs, die Abstützung und proximaleKrafteinleitung über den Schenkelhals und den pro-ximalen Femur, die physiologische Krafteinleitung inden Knochen und Vermeidung des Stress-Shielding,die Wiederherstellung der normalen Biomechanik mitidenter Beinlänge und Propriozeption, ein geringesLuxationsrisiko und die sichere Revisionsmöglichkeitim Falle einer Komplikation angesehen (Witzleb et al.2004, Morrey 2000). Wenige Implantate sind zement-frei verankerbar.

Metaphysäre VerankerungBeim metaphysären Verankerungskonzept wird dererhaltene Schenkelhals zur dynamischen Fixationgenutzt. Dazu wurde die Druckscheibenprothese(Abb. 37, Huggler und Jacob 1980, Huggler et al.1993, Buergi et al. 2005), bei der der intramedulläreKanal intakt gelassen wird, entwickelt. Dabei soll dieScheibe die Druckkräfte, die Lasche die lateral auf-tretenden Zugkräfte aufnehmen. Die zu große Druck-

scheibe mit einem Anstoßen am Schalenrand beikurzem Schenkelhals und ein zu großer Stiel beikleinen Femora führten zu Modifikationen (Jerosch etal. 2000) mit Verbesserung der Rotationsstabilitätund Anpassung an den Schenkelhals.

Schäfte für die metaphysäre Verankerung liegen inMonoblockform mit kurzer (Kurzschaft, Abb. 38a, 39),mittlerer (Standardschaft, Abb. 38b, d) und großerLänge (Langschaft, Abb. 38c) vor, sind Monoblocks(Abb. 38, 39), modular (Abb. 40, 41) verfügbar oderwerden individuell gefertigt (Custom made, Abb. 39).Zielsetzung der Schenkelhals- bzw. Kurzschaft-prothesen (Abb. 37, 38a, 39) ist die Verankerung inder Spongiosa des proximalen Femurs. DieseProthesen zielen auf eine Auflage am Kalkar mit lat-eraler Abstützung ab oder sind nach einer Vielpunk-tverankerung konzipiert und sollen für eine verbes-serte ossäre Situation bei Wechseloperationen sor-gen, sodass keine Revisionsimplantate verwendetwerden müssen. Voraussetzung für die Stabilitätdieser Prothesen ist die korrekte Position. Die Indika-tionen für Kurzschaftprothesen (Morrey et al. 2000)bestehen bei jungen Patienten mit guter Knochen-qualität, Dysplasiearthrosen, Hüftkopfnekrosen ohneSchenkelhalsbeteiligung und posttraumatischerArthrose ohne Schenkelhalsdeformitäten. Gren-zindikationen liegen bei übergewichtigen Patientenvor und bei Coxa vara mit Winkeln, die die Implanta-tion noch korrekt möglich machen. Als Kontraindika-tion ergeben sich schlechte Knochenqualität durchOsteoporose oder Osteodystrophie. Nicht zu versor-gen sind starke Coxa vara und Schenkelhalsdefor-mitäten nach Umstellung und Trauma (Thomas et al.2004). Die spannungsoptische Beurteilung belegtdas biomechanische Konzept der dynami-schen Fix-ation mit Anstieg der Krafteinleitung im Kalkarbereichund lateraler Kompensation im inneren Anlagebere-ich der Femurkortikalis (Koebke et al. 2002).Knochendichtemessungen zeigen eine Verdichtungim Kalkarbereich. In den dynamisch beanspruchtenVerankerungszonen wird ein starker Knochenein-wuchs beschrieben. Unterhalb der Prothesenspitzeverhält sich der Knochen normal. Kurzschaftprothe-sen haben keine definierbare Stiel- und Schaftachse,keinen CCD-Winkel, sodass übliche Geometrieele-mente nicht immer zuzuordnen sind. Für die meta-physäre Verankerung wird bei Monoblockschäftender Stiel z. T. glatt gefertigt.

Um eine den anatomischen Verhältnissen idealeAnpassung zu erreichen, wird bei Individualprothe-sen (Custom made, Abb. 39) auf Basis einer CT-Untersuchung eine individuelle Prothese gefertigt(Starker et al. 2000, Aldinger 2002). Auf der Grund-lage von 3D Daten wird eine für den Knochen und dieGelenkgeometrie optimale Prothese errechnet undderen exakte Implantierbarkeit bereits in der Kon-

Druckscheibemit Körper

Steckkonus

Zugschraube

Lasche

Abb. 37 Metaphysäre Verankerung mit Druckscheiben-prothese.

Hüftendoprothetik 27

Abb. 38 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothese mit kurzem (a), mittlerem (b, d) und langem Stiel (c) .

a

b

c

Hülse

a b

da

Kragen

a b

Abb. 39 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothesein Custom made-Konstruktion von ap (a) und lateral (b).

Abb. 40 Metaphysäre Verankerung mit modularer Prothesemit kurzem (a) und mittlerem (b) Stiel.

28

struktion berücksichtigt. Individuelle Hüftstiele habendie 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 konven-tionelle Monoblockstiele die gewünschte Antever-sion oder Beinlänge nicht gewährleisten können. DerVorteil liegt in der Möglichkeit, zuerst den Stiel stabilzu verankern und anschließend die Gelenkgeometriezu rekonstruieren. Auch die Berücksichtigung derunterschiedlichen proximalen Femuranatomie mittrompeten- oder ofenrohrförmiger Gestaltung istdadurch möglich (Aldinger 2004).

Meta-diaphysäre VerankerungDie Entwicklung zementfreier Hüftschäfte ab Mitteder Achtzigerjahre ist durch die Modularität, die großeAnzahl von Stielgrößen mit kontinuierlicher Größen-anpassung sowie die mikro- und makrostrukturierteOberfläche gekennzeichnet (2. Generation).

Das Prothesendesign, der Keil- oder Konuswinkelund die Femuranatomie entscheiden über proximaleoder distale Verankerung. Implantate für eine proxi-male Krafteinleitung sind metaphysär voluminös,haben größere Stielwinkel, bergen aber die Gefahrder distalen Instabilität (Engh und Hopper 2002). Einedistale Verankerung bedingt kleine Keil- oderKonuswinkel eines längeren Verankerungsstiels unddeshalb proximal schlanke Implantate. Gerade undanatomische Monoblock-und Modularimplantate(Abb. 41-44) können aber nicht nur bei regelrechteranatomischer Formgebung, sondern auch nachUmstellungsoperationen und bei dysplastischenHüften eingesetzt werden (Paavilainen et al. 1993,Perka et al. 2000, Wagner 2002). Für Revisionenwurde aus dem Standardschaft der Langschaftentwickelt (Alloclassic Zweymüller SLL, SLR-Plus,Bicontact Revisionsschaft).

Das Ziel von Monoblockimplantaten (Abb. 42) oderanatomischen Modularimplantaten ist ein groß-flächiger Kontakt von Implantat und Stiel. Ausgehendvon der Überlegung, eine gleichmäßige, den anato-

Abb. 42 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischerMonoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft)von ap (a) und lateral (b).

Abb. 41 Meta-diaphysäre Verankerung mit geraderMonoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft)von ap (a) und medial (b).

a b ba

Hüftendoprothetik 29

mischen Verhältnissen angepasste, möglichst opti-male Krafteinleitung zu schaffen, ergibt sich einerechts - links Variante des Prothesenstiels. Wird einabsolut anatomischer Sitz angestrebt, so resultierteine Custom-made Endoprothese. Aus Gründen derImplantierbarkeit müssen an die anatomische FormZugeständnisse gemacht werden. Dies ist deshalbnotwendig, weil eine anatomisch ideal nachgeformteindividuelle Prothese durch die S-förmigen Krüm-mungen und Torquierungen des proximalen Femursnicht implantiert werden kann. Versucht man diestrotzdem, entstehen beim Raspeln Knochenverluste.Es ist daher nur eine anatomisch adaptierte Formmöglich (Effenberger et al. 2004).

Diaphysäre VerankerungMit diaphysär verankerten Implantaten können proxi-male Knochendefekte überbrückt werden und dieVoraussetzungen für einen Wiederaufbau des proxi-malen Femurs geschaffen werden. Die diaphysäreVerankerung ist indiziert, wenn eine proximale Ver-ankerung auf Grund von erheblichen Knochenverlus-ten nicht möglich ist. Ziel ist die Primärstabilität in derDiaphyse bei gleichzeitig proximaler Knochenrekon-struktion. Indikationen für die diaphysäre Ver-ankerung sind• der Austausch gelockerter Hüftprothesenschäfte

mit ausgedehnter Knochenresorption des proxi-malen Femurs und Ausweitung der Markhöhlebzw. starke Ausdünnung der Kortikalis im proxi-malen 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 Vari-abilität hinsichtlich Femurquerschnitt, Länge undphysiologischer Belastung ein. Modulare Systeme(Abb. 46) haben den Vorteil der individuellen Antetor-sionseinstellung, der Berücksichtigung von distalenund proximalen Femurformen und -durchmessernund der Behebung von Beinlängendifferenzen. Sieerlauben mit Durchmessern von 13 - 22 mm dieAnpassung an die Größenverhältnisse im Markraum.

Die Form der Stiele ist zylindrisch, konisch oder keil-förmig (Abb. 47). Um der Elastizität des Knochens zuentsprechen, wird der Übergang vom relativ steifenproximalen Stiel zum distalen Stielende durch asym-metrische, gabelförmige oder kreuzgeschlitzte Vari-anten geformt (Abb. 47d). Elastisches Material, dieKonusform sowie geriefte, kanülierte oder geschlitzteStiele reduzieren insgesamt die Steifigkeit. Die dia-physären Prothesenstiele sollten die Option zurdynamischen oder stabilen Verriegelung (Abb. 46)bieten.

Abb. 43 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader modu-larer Prothese und kurzer (a), mittlerer (b) und langer (c)Schaftlänge (a Kurzschaft, b Standardschaft, c Langschaft).

a

b

c

Abb. 44 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischerModularprothese mit mittlerer Schaftlänge von ap (a) undmedial (b).

b c

30

Bei einem modularen proximalen Femurteilersatz(Abb. 48) können proximale femorale Knochendefek-te über eine Länge von ca. 40-130 mm kompensiertwerden. Der jeweilige Stielquerschnitt sollte umsostärker sein, je länger die Prothese ist.

Spezielle Indikationen machen einen komplettenFemurersatz (Abb. 49) erforderlich.

Modulare Prothesensysteme sollten ein anatomi-sches Design mit Berücksichtigung der Femuran-tekurvation ab einer Länge von ca. 20 cm haben.Eine 3° Abwinkelung bzw. Krümmung im Schaft(Abb. 46) erlaubt beim Implantieren eine annäherndeAusrichtung entsprechend der anatomischen Form.Modulare Elemente können über ein Konusstecksys-tem oder Zahnringe verbunden werden. Verzahnun-

Abb. 45 Diaphysäre Verankerung mit gerader Monoblock-prothese.

Variable Antetorsions-einstellung

Finne

Bohrungen zur Trochanterfixation

Bohrungen zur distalen Verriegelung

Zwischenstück

Abb. 46 Diaphysäre Verankerung mit gerader (a) und ana-tomischer (b) Modularprothese. Distaler Prothesenteil inseitlicher Ansicht.

Hüftendoprothetik 31

gen oder rotationsichere konische Verbindungengewährleisten zusammen mit Befestigungsschrau-ben die sichere Verbindung der modularen Schaft-komponenten. Mit Hilfe von proximalen Zwischen-stücken (Verlängerungshülsen, Abb. 46) kann dieBeinlänge korrigiert werden. Mittelstücke bzw. Ver-längerungshülsen erleichtern auch das Auffüllen desproximalen Femurdefektes. Dazu muss der dia-physäre Stiel in der Position nicht verändert werden.Die Schaftkomponenten werden im proximalenFemur zusammengesetzt. Das Verspannen dereinzelnen Komponenten durch eine definierte Axi-alkraft muss in situ möglich sein. Kurze metaphysäreSegmente werden bei noch erhaltenem meta-physärem Knochen verwendet. Lange Segmentekommen bei großen proximalen Defekten bzw. zurLängenkorrektur zum Einsatz.

Einige Prothesen haben einen Kragen (Abb. 37, 38a)zur zusätzlichen proximalen Krafteinleitung. Der Kra-

gen ist nur wirksam, wenn er am coxalen Femurendeaufliegt und sich keine distale Verankerung ausbildet.Er kann dann jedoch die Stabilisierung im Schaft ver-ringern.

Die Trochanterrefixation ist durch modulare auf-steckbare oder anschraubbare Elemente (Abb. 46)möglich. Um den unterschiedlichen anatomischenVerhältnissen zu entsprechen, weisen Monoblockim-plantate und proximale Komponenten Inklinations-winkel von ca. 125° bzw. 145° auf.

Der Wechsel oder Ausbau einer Prothese ohnewesentliche Knochendefekte bzw. Femurspaltung istnur bei kurzem und distal nicht integriertem Stielmöglich. Bei Implantaten müssen für die Revisions-möglichkeit zugängliche Bohrungen oder Gewinde(Abb. 38) für Ausziehvorrichtungen vorhanden seinund die Vermeidung von Hinterschneidungen kon-struktiv berücksichtigt werden.

a b c d

Abb. 47 Diaphysäre Verankerung - modulare Stiele. Querschnittsformen: a konisch, b zylindrisch, c beidseitig keilförmig, d konisch, distal geschlitzt.

32

Eine Einstellung der Länge, von Varus oder Valgus,Ante- oder Retroversion bzw. des Offset (Abb. 51-52)wird mit modularen Halsteilen (Abb. 50) erreicht. Mitder Verwendung dieser Teile können eine gelenkun-abhängige Stielposition und eine anatomiegerechteGelenkgeometrie erreicht werden, sodass die Luxa-tionshäufigkeit verringert wird.

Zu Beginn der Entwicklung (1. Generation) waren dieStiele zusammen mit dem Kugelkopf aus einemStück gefertigt. Diese Implantate bedingten umfang-reiche, größenbezogene Sortimente, da der Kugel-kopfdurchmesser und die Halslänge des Stiels vari-abel waren. Dieses Handicap führte zur Einführungdes modularen Halsteils zwischen Kugelkopf undStiel und dadurch zur Modularität der Hüftstielsys-

teme. Durch die modulare Steckverbindung zwi-schen Kopf und Stiel sind die Verwendung unter-schiedlicher Gleitpaarungen und eine variable Hals-längeneinstellung und Positionierung möglich ge-worden. Für diese Konstruktion sind metaphysärbreite Konstruktionen erforderlich. DoppelkeilförmigeImplantate eignen sich dazu nicht.

Um eine Verbesserung des Bewegungsumfanges zuerreichen, wird die Halsform anstelle in Vollprofilformnunmehr tailliert gefertigt (Abb. 50d).

Der Konus (Abb. 26, 37) hat, bedingt durch die Fes-tigkeitsanforderungen an die Keramik-Kugelköpfe,beinahe einen einheitlichen Standard bezüglichLänge und Durchmesser erreicht. Der Konus 12/14

Abb. 48 Diaphysäre Verankerung mit proximalem Femur-teilersatz.

Abb. 49 Kompletter Femurersatz.

Hüftendoprothetik 33

hat sich gegenüber dem Konus 14/16 mit zu geringerWandstärke bei 28 mm Keramikkugelköpfen inEuropa durchgesetzt. Ebenso standardisiert ist dieSteckkonusoberfläche, die mit zirkulären Rillenversehen ist (Willmann 1993). Die Konuslänge solltehinsichtlich ROM nicht die Kugelkopfoberflächeüberragen, um den Vorteil der Halstaillierung nichtaufzuheben. Die Korrektur der Anteversion ist inAbhängigkeit von der Konstruktionstechnik stufenlosoder in 5° bzw. 10° Schritten möglich (Abb. 46).

Die Halsachsenlänge (Abb. 26, 51, 52) ist bezüglichROM und dadurch zwangsläufig auch für dasImpingement eine wichtige Größe. Damit der Bewe-gungsumfang voll zum Tragen kommt, muss die Hals-länge mindestens so groß sein, dass zwischenPfanne und Trochanterspitze, aber auch zwischenden Implantaten (Kragen und Pfannenschale bzw.Einsatz) kein Impingement möglich ist. Eine darüberhinaus reichende Halslänge verbessert aber denBewegungsumfang nicht. Um eine Beinverlängerung

zu vermeiden, werden die Halslängen meistens kür-zer konstruiert als anatomisch vorgegeben. Diefehlende Länge kann durch die verschiedenen Hals-längen der Kugelköpfe korrigiert werden. Bei zu langkonstruierten Halslängen können kurze anatomischeVerhältnisse nicht mehr kompensiert werden.

Modulare Stiele und Konen optimieren die Variabi-lität vorhandener Stiele bei der Implantation. Dabeikann der epi-metaphysäre Teil hinsichtlich Inklina-tion, Ante- und Retrotorsion, Hals- und Schaftlängean die anatomischen Verhältnisse angepasst werden.Dem Vorteil der Modularität können Probleme dermechanischen Festigkeit und Korrosion gegenüber-stehen.

Überlange Kugelköpfe (XL,XXL,XXXL) mit eigenenHalsansätzen und deshalb großen Halsdurch-messern schränken das Bewegungsmaß durch eineschlechte Kopf/Hals-Durchmesserrelation ein. Einezunehmende Kopf/Hals-Durchmesserrelation (Chan-

Abb. 50 Halsteil (a variable Halslänge, Varus-, Valgusposition, b, c Ante-, Retroversion, d taillierter Hals).

a c

b d

34

dler et al. 1982) verbessert den Bewegungsumfangund vermindert die Gefahr eines Impingement. DieKopf/Hals-Durchmesserrelation sollte zumindest 2:1(z. B. 28/14) betragen. 22 mm Kugelköpfe bedingensomit einen 10/11er Konus.

StabilisatorenIn Erkenntnis der Bedeutung der Primärstabilität derHüftstiele entwickelten sich laufend neue Konstruk-tionen als Unterstützung der bereits bekannten undangewandten Techniken.

Zur Ableitung der axialen Kräfte und aus Gründender Rotationsstabilität werden Stiele mit Längsrip-pen (Abb. 38d, 45, 53) versehen. Diese werden meistnicht vorgeraspelt, verdichten die Spongiosa, ver-bessern die proximale Krafteinleitung und dienenauch zur Verbesserung der Kippstabilität. Die stern-förmige Anordnung dieser Schaftrippen und diekonusförmige Gestalt der Verankerungsstiele solleneine sichere rotationsstabile und axiale Verankerunggewährleisten. Die Finne (Abb. 46) entspricht einerlateralen Rippe und führt zu einer Rotationssiche-rung. Alle diese Maßnahmen sind zusätzliche Stabi-lisatoren zur Optimierung der primären Stabilität.

Die Rotationsstabilität wird bei der epiphysären Ver-ankerung durch die Oberflächengestaltung der Kap-peninnenfläche, ggf. durch zusätzlich Rippen oderFinnen, bei der metaphysären Verankerung durchden erhaltenen Schenkelhals und den Prothesen-querschitt, bei der diaphysären Verankerung durchden Prothesenquerschnitt (rechteckig, quadratisch),die Oberflächenrauigkeit (korundgestrahlt, porous-coated) und die Stabilisatoren erreicht. Die axialeStabilität ist bei der epiphysären Verankerung durchden großflächigen Kontakt zur Femurkopfoberflächeund einen zentralen Führungszapfen gegeben. Beider metaphysären Verankerung wird die axiale Sta-bilität durch die Abstützung am Schenkelhals und beider diaphysären Verankerung durch die Konus- bzw.Keilform des Stiels bzw. der Stabilisatoren unter-stützt.

Material und OberflächenAls Material für den zementfreien Stiel haben sich diebeiden Titan-Schmiedelegierungen Ti 6Al 4V (ISO5832-3) und Ti 6Al 7Nb (ISO 5832-11) durchgesetzt,einige Prothesen werden auch aus Cobalt-Chromgefertigt (Semlitsch 1987, Sotereanos et al. 1995,Bensmann 1997). Die strukturierte Oberfläche derTitanlegierungen soll die Osseointegration bzw. dienach proximal gerichtete Regeneration des Femursstimulieren.

Da die primäre Stabilität der zementfreien Stieledurch einen Kraft-/Reibschluss erzeugt wird, ist auchdie Rauheit der Oberfläche des Schaftes wichtig. Die

aufzubringende Einschlagkraft zur Überwindung derGleitreibung hängt direkt davon ab. Ebenso dieHaftreibung, die es beim Ausschlagen des Schafteszu überwinden gilt. Distal verankerte Stiele mit direk-tem kortikalem Kontakt haben eine korundgestrahlteOberfläche oder weisen eine porous-coated Ober-fläche auf. Für den proximalen Teil das Stiels werdenauch rauere Beschichtungen, teilweise mit bioaktivenMaterialien, verwendet.

Die Rauheit der Oberfläche ist insbesondere für diesekundäre Stabilisierung durch die Osseointegrationmit direktem Zellverbund zur Implantatsoberflächevon Bedeutung. Viele Oberflächen sind korundge-strahlt (Schuh et al. 2004) und haben eine Mitten-rauigkeit (Ra) von 4 - 8 µm. Eine rauere Oberflächewird durch die Titanplasmaspray-Beschichtung,Titannetze, Titankugeln oder Trabekelstrukturen er-reicht. Implantate mit makrostrukturierter Oberflächewurden bereits frühzeitig (Lord) verwendet, dieunzureichenden Resultate der gleichzeitig verwende-ten Schraubpfannen sowie Implantatbrüche habendie Ergebnisse jedoch entscheidend beeinträchtigt(Malchau et al. 1996, Grant et al. 2004).

Die Verwendung der geeigneten Implantate und dieUmsetzung der geplanten Revisions- bzw. Rekon-struktionstechnik sind von der vorhandenen anato-mischen Situation bzw. den vorliegenden Defekten(Paprosky 1992, D’Antonio 1993, Löhr et. al. 2001,Elke 2003) abhängig. Ziel der Rekonstruktion ist dieWiederherstellung anatomischer Verhältnisse mitErhalt der vorhandenen Knochensubstanz, vonSehnenansätzen sowie der Gefäß-Nervenschonung,sodass ein Wiederaufbau und der Funktionserhaltmöglich werden.

BewegungsumfangJunge und aktive Patienten fordern eine großeBeweglichkeit des Hüftgelenkes. Der Bewegungs-umfang lässt sich durch die Wahl eines größerenKugelkopfes, eines schlanken (taillierten) Hals-durchmessers, eine Pfanne, die den Kopf weniger als180° umfasst, und die Modifikation des Einsatzes(Einlauffacette) verbessern. Große Kugelköpfe (>32mm) haben ein größeres Range of Motion (ROM) unddadurch ein geringeres Impingementrisiko (Scifert etal. 1998, Kelly et al. 1998, Burroughs et al. 2005).Durch die im Vergleich mit dem 28 mm Kugelkopftiefere Position in der Pfanne wird die Luxationsge-fahr vermindert. Berücksichtigt muss dabei werden,dass dadurch die Dicke des Polyethyleneinsatzesreduziert wird. Für Keramikkugelköpfe sind zur Ver-meidung eines Impingement und von Randab-platzern 32 mm Kugelköpfe gegenüber 28 mmvorteilhafter. Mit einem großen Kopf kann bei korrek-ter Pfannen- und Stielposition ein optimales Bewe-gungsausmaß erreicht werden.

Hüftendoprothetik 35

115°

125°

135°

145°

155°180°

bα

az

bz

cz

a

c

90°

Schnittpunkt(Zentrum des Schaftes)

Collum - Achse

α + 90° = CCD-Winkel

a = Beinlängenveränderung

b = Offset

c = Halsachsenlänge

az = (Bein) Verlängerungszunahme

bz = Offsetzunahme

cz = Halslängezunahme

Dia

phy

sen

- A

chse

Abb. 51 Offset. Bei einem CCD-Winkel, der aus einem rechten Winkel (90°) zwischen der vertikalen Diaphysenachse undeiner Horizontalen durch das Schaftzentrum sowie einem Restwinkel (α) zwischen dieser Horizontalen und der Halsachsebesteht, sind der Offset (b) und die Verlängerung (a) bei einem CCD-Winkel von 135° gleich groß (α=45°). Wird α kleiner als45°, verringert sich die Veränderung und der Offset vergrößert sich. Wird α größer als 45°, sind die Verhältnisse umgekehrtproportional. Wird die Halsachsenlänge um cz vergrößert, so folgen die Offsetzunahme bz und Beinveränderung az dengleichen Gesetzen. Die drei Größen Halsachsenlänge c, Offset b und die Veränderung a bilden ein rechtwinkeliges Dreieckmit dem Rest-Winkel α. Da alle Größen variabel sind, ergibt sich ein Vielzahl an Lösungen und Konstruktionen.

36

Abb. 52 Offsetveränderung. Bei einem CCD-Winkel von 135° (α=45°) und einer Halsachsenverlängerung von 4 mm erge-ben sich eine Offsetzunahme und eine Verlängerung von ca. 2,83 mm (b). 4 mm Halsverlängerung entsprechen einemKugelkopfwechsel 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).

CCD = 145° (55° + 90°)

= 4 mm 8 mm 12 mm

= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm

= 3,28 mm 6,35 mm 9,83 mm

bzaz

cz

Collum

- Achse

ca

az

bz

cz

b

55°

90°

Dia

phy

sen

- A

chse

CCD = 145°

CCD = 135° (45° + 90°)

= 4 mm 8 mm 12 mm

= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm

= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm

bzaz

cz

Collum - Achse

a

az

bzb

45°

90°

Dia

phy

sen

- A

chse

CCD = 135°

c

cz

bzaz

cz

Collum - Achse

ca

az

bz

cz

b

35°

90°

Dia

phy

sen

- A

chse

CCD = 125°

CCD = 125° (35° + 90°)

= 4 mm 8 mm 12 mm

= 3,28 mm 6,55 mm 9,83 mm

= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm

a b c

a

bd

c e

Abb. 53 Stabilisatoren. a ventrale, dorsale, laterale, b laterale, c, d sternförmige Längsrippen, e Sleeve.

37

Implantate Um einen Überblick über die aktuell verfügbarenImplantate zu erhalten, wurden 25 Endoprothesenfir-men (Tab. 5) angeschrieben und gebeten eine vorge-legte Implantatklassifikation und -aufstellung zuergänzen bzw. zu korrigieren (Seite 38 - 56). Alle Fir-men haben sich an der Umfrage beteiligt und dieUnterlagen zurück gesendet.

Tab. 5 Firmenliste

Ergebnisse:

Zementierte Hüftpfannen64 zementierte Pfannen werden angeboten, davonsind 29 Vollprofilpfannen, eine hat einen sektoralenAusschnitt, 7 haben Abstandshalter, 15 verfügenüber einen Schnappmechanismus (Brunswick-Typ),10 sind Flachprofilpfannen, 3 gehören zum FlangeCup Typ.

Zementfreie HüftpfannenBei den zementfreien Pfannen sind 8 ImplantateMonoblockpfannen aus Polyethylen mit Beschich-tung (n=4) bzw. aus Polyethylen mit metal-backedAußenfläche (n=4).12 zementfreie Metallschalen werden für die Metall-Metall-Gleitpaarung eingesetzt.79 hemisphärische, hemisphärisch - abgeflachte,elliptische, polseitig flache oder längsovale Pressfit-pfannen sind verfügbar. Die überwiegende Anzahlder Pfannen hat Bohrungen, einige (n=9) sind ohneBohrung.Im Vergleich mit Pressfitpfannen werden Schraub-pfannensysteme in geringerem Maße (32 Implantate)angeboten. Für die zementfreie Pfannenrekonstruktion stehen 5 Systeme zur Verfügung. 21 Hybridsysteme(zementfreie Fixierung am Acetabulum, zementiertePolyethylenpfanne) werden verwendet. Ein Pfannen-ersatz ist mit 4 Systemen möglich.

Hüftschäfte

78 zementierte Hüftschäfte sind erhältlich, 11 davonals Kappenprothese, 45 als gerade Monoblockschäf-te in Standardlänge oder als Langschäfte, 13 anato-mische, 3 gebogene Monoblockschäfte, ein gerader,ein anatomischer Modularschaft, 4 für den proxima-len Femurersatz und einer für den kompletten Femu-rersatz.

140 zementfreie Hüftschäfte sind verfügbar. Für denepiphysären Ersatz werden 2 zementfreie Kappen-prothesen, 4 Druckscheiben bzw. Zugankerprothe-sen angeboten.

Für die metaphysäre Verankerung mit Monoblock-schäften stehen 53 Implantate zur Verfügung, davonsind 41 gerade Schäfte, 8 sind kurz, 31 werden inStandardlänge und 2 als Langschaft angeboten. Beiden anatomischen Monoblockschäften sind 2 kurz, 3 haben eine Standardlänge. Außer geraden undanatomischen Monoblockschäften sind auch 2 Custom Made Implantate erhältlich. Die metaphy-säre Verankerung kann mit 5 modularen Implantatenerfolgen, davon sind 3 gerade, 2 anatomisch.

Für die meta-diaphysäre Verankerung kommen 51 Implantate zum Einsatz, davon 33 gerade, 11 ana-tomische Monoblockschäfte und 7 gerade Modular-schäfte.

Für die diaphysäre Verankerung stehen 26 Implanta-te zur Verfügung, davon sind 3 gerade Monoblocks,einer ist anatomisch. Weiters 9 gerade Modular-schäfte, 4 proximale Femurersatzprothesen und 9 anatomisch modulare Implantate.

Ein kompletter Femurersatz ist mit 6 zementfreienImplantaten möglich.

aapAesculap BraunArgomedicalBiometChiroproCorinDePuyESKAImplant ServiceIOMathysMedactaMerete

Orthopedic ServicesPeter BrehmPlus OrthopedicsPrivelopSmith & NephewStemcupStrykerSymbiosTantumWaldemar LinkWrightZimmer

PressfitMonoblock Vollprofil

Cone (Medacta)Contemporary (Stryker)Lpp Cup (implantcast)Lubinus (Link)Müller Centric™ (Merete)Reflection All Poly (Smith & Nephew)Ultima® (DePuy)ZCA (Zimmer)

mit Abstandshalter

HüftpfannenZementfrei Zementiert

38

RM Classic (Mathys)RM Classic Metal/Metal (Mathys)

RM Vollprofil (Mathys)RM Revision (Mathys)

Apricot (Medacta)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)

IP (Link)

Polyethylen-TitanbeschichtetHA-beschichtet

Abb. 54

PressfitMonoblock

Flachprofil

Flanged Cup

Polyethylen - Metal backedHemisphärisch

TM Monoblock (Zimmer) Marburg (Zimmer)

Morscher Pressfit (Zimmer)Novafit (Zimmer)

Contemporary Flanged (Stryker)Cotyle á Cimenter (Symbios)ZCA (Zimmer)

HüftpfannenZementfrei Zementiert

39

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)

Polyethylen - Metal backedHemisphärisch abgeflacht

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)

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)

mit Schnappmechanismus

Abb. 55

Hemisphärisch

ModularPressfit

HüftpfannenZementfrei

40

ABG II (Stryker)ALPHA Cera-Fit (Corin Germany)ALPHA Lock Plus (Corin Germany)Argo Cup (Argomedical)BF Pressfit (Chiropro)Ceraco (implantcast)CL Metallsockel ESKA-Bionik® SystemCL Metallsockel Dysplasie ESKA-Bionik® SystemCL Metallsockel Schraubenfixation ESKA-Bionik® SystemCORON 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)

April (Symbios)Hilock Line (Symbios)Hilock Plus (Symbios)

mit Bohrung ohne Bohrung

Abb. 56

HüftpfannenZementfrei

41

ModularPressfit

Hemisphärisch abgeflacht

Hemisphärisch abgelflacht - Teilprofil

Expansionspfanne

Allofit (Zimmer)ANA-NOVA-Pfanne (Plus Orthopedics)Apricot (Medacta)BetaCup (Link)BSC (Stemcup)Cepthar (implantcast)CERAFIT ”Triradius” (Ceraver)EP-Fit Plus (Plus Orthopedics)Fitmore (Zimmer)L-Cup (Biomet)MPF (Plus Orthopedics)NCC-Titan (Peter Brehm)Plasmacup MSC (Aesculap)Plasmacup NSC (Aesculap)Plasmacup SC (Aesculap)Rimcup (Biomet)St. Nabor (Zimmer)

Ehc-E (Wright)EP-Fit Plus (Plus Orthopedics)

MPF (Plus Orthopedics)

Plasmacup delta (Aesculap)Procotyl E (Wright)Procotyl O (Wright)

T.O.P. (Link)

Apricot (Medacta)CLS (Zimmer)expanSys® (Mathys)expanSys® Metal-Metal (Mathys)

mit Bohrung ohne Bohrung

Abb. 57

Hemisphärisch polseitig flach

ModularPressfit

HüftpfannenZementfrei

42

Duraloc® 100 (DePuy)Duraloc® 300 (DePuy)Duraloc® 1200 (DePuy)Duraloc® Bantam (DePuy)Duraloc® Sector (DePuy)TM (Zimmer)Versafitcup (Medacta) Versafitcup (Medacta)

CL-Metallsockel Kapuziner (ESKA)GSC-Interlock (Stemcup)

Elliptisch

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)

mit Bohrung ohne Bohrung

Abb. 58

HüftpfannenZementfrei

43

Rekonstruktion

Bat Cup (Biomet)Hilock Revision (Symbios)Hilock 3L (Symbios)MRS-Titan (Peter Brehm)Octopus™ (DePuy)

CL Cranialsockel mit Darmbeinzapfen (ESKA)LINK McMinn, Acetabulum Rekonstruktionspfannensystem (LINK)Sockelpfanne (Zimmer)

Pfannenersatz

Sattelprothese (Link)

Abb. 59

HüftpfannenZementfrei/Zementiert (Hybrid)

44

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

SchraubpfannenModular

Bikonisch

Konisch

Zylindrisch-sphärisch

HüftpfannenZementfrei

45

Alloclassic Zweymüller CSF (Zimmer)Axis (Smith & Nephew)Dialoc Schraubpfanne (implantcast)PPF (Biomet)SC (Stemcup)

Konisch gestuftLamella (Zimmer)

Konisch, parabol abgeflachtAlloclassic Variall (Zimmer)

CLW (Zimmer)TYP V (LINK)

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)

Spirofit Bantam™ (DePuy)Trident Arc2F (Stryker)Trident TC (Stryker)Zintra (Zimmer)

Hemisphärisch abgeflacht

Benefit (Stemcup)Cepthar SC (implantcast)Lamella (Zimmer)Procotyl W (Wright)Schraubring SC (Aesculap)

Abb. 61

46

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)

Adaptierte Druckscheibenprothese (Orthopedic Services)CL-Cut ”A” (ESKA)Druckscheibenprothese (Zimmer)Zugankerprothese (Implant Service)

Hüftschäfte Zementfrei Zementiert

Epiphysäre Verankerung

Metaphysäre Verankerung

Abb. 62

47

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)

bAlpha 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)

a b

Monoblockgerade

a) kurz (Kurzschaft)b) mittel (Standardschaft)c) lang (Langschaft)

Hüftschäfte

a

b

c

Metaphysäre VerankerungZementfrei

b

Abb. 63

48

a b

a CFP (Link)Proxima (DePuy)

bAntega (Aesculap)BSC (Stemcup)Eumetric (DePuy)

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)

cBicontact Revisionsschaft (Aesculap)CL-GHE Revisionsstiel (ESKA)

a b

Monoblockgerade

a) kurz (Kurzschaft)b) mittel (Standardschaft)c) lang (Langschaft)

Monoblockanatomisch

a) kurz (Kurzstiel)b) mittel (Standard)

Hüftschäfte

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Metaphysäre VerankerungZementfrei

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Abb. 64

49

MonoblockCustom made

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Modulargerade

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Modularanatomisch

a) kurz (Kurzschaft)b) mittel (Standardschaft)c) lang (Langschaft)

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Hüftschäfte

Metaphysäre Verankerung

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Zementfrei

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Abb. 65

50

Meta-diaphysäre Verankerung

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Hüftschäfte

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cAlloclassic 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)

bANTEA (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)

Zementfrei Zementiert

Monoblockgerade

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Abb. 66

Monoblockanatomisch

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)

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)

51

Meta-diaphysäre Verankerung

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Hüftschäfte

c FortsetzungCSL-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)

Zementfrei Zementiert

Monoblockgerade

a) kurz (Kurzschaft)b) mittel (Standardschaft)c) lang (Langschaft)

Abb. 67

52

Monoblockgebogen

Meta-diaphysäre Verankerung

HüftschäfteZementfrei Zementiert

Müller Bogenschaft (Chiropro)VEKTOR-CoCr (Peter Brehm)Weber (Zimmer)

Abb. 68

53

Modularanatomisch

Meta-diaphysäre Verankerung

Hüftschäfte

VarioFit (aap)

Zementfrei Zementiert

Modulargerade

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)

C-Adapterhüftstiel „GHE” (ESKA)

Abb. 69

54

Monoblockgerade

Monoblockanatomisch

Hüftschäfte

Diaphysäre Verankerung

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Solution (DePuy)

Zementfrei Zementiert

Abb. 70

55

Diaphysäre Verankerung

Hüftschäfte

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)

Endo-Modell Modularer Proximaler Ersatz (Link)Mecroset (Biomet)MML Proximaler Femurersatz (ESKA)MUTARS proximaler Femur (implantcast)

Endo-Modell Proximaler Femurersatz (Link)MML Proximaler Femurersatz (Smith & Nephew)MUTARS proximaler Femur (implantcast)Sepctron P3 Revisionsschaft (Smith & Nephew)

Zementfrei Zementiert

Proximaler Femurteilersatz

Modulargerade

Abb. 71

56

Diaphysäre Verankerung

Hüftschäfte

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)

Femoraler Totalersatz (Link)LPS (DePuy)MML Femoraler Totalersatz (ESKA)MUTARS intramed. Femurtotalersatz (implantcast)MUTARS totaler Femurersatz (implantcast)OSS (Biomet)

MUTARS intramed. Femurtotalersatz(implantcast)

Zementfrei Zementiert

Kompletter Femurersatz

Modularanatomisch

Abb. 72

57

Ergebnisse und DiskussionZementierte Hüftpfannen

Mit zementierten Pfannen (Abb. 73, 74) werden sehrgute Langzeitresultate erzielt (Schulte et al. 1993,Neumann et al. 1994, Callaghan et al. 2000, Klapachet al. 2001, Wroblewski et al. 2002, Tab. 6). In denLangzeitresultaten mit der Charnley Pfanne zeigensich aber auch zunehmend Säume und aseptischeLockerungen (Garcia et al. 1997, Callaghan et al.1998, Smith et al. 2000, Tab. 6). Besonders die mitder Technik der 1. Generation eingebrachten Implan-tate ergaben hohe Lockerungsraten, die bereits nach8-10 Jahren auftraten und kontinuierlich zunahmen(Harris 1993, Morscher und Schmassmann 1983).

Pfannenversager treten vermehrt bei Männern mitstarker körperlicher Belastung, bei jungen und akti-ven Patienten (Morrey et al. 1989, Mulroy und Harris

1990, Mulroy et al. 1995, Sullivan et al. 1994) und beirheumatoider Arthritis (Wessinghage und Kißlinger1996) auf. Zudem haben auch Patienten über 80 Kilogramm ein deutlich höheres Versagensrisiko(Eftekhar 1987). Nach 20 Jahren werden Saum-bildungen in mehr als 50% beschrieben (Sochart undPorter 1997, SE Smith et al. 2000).

Aufgrund der mit dem Knochenzement aufgetretenenProbleme mit Lockerung und PMMA induziertenOsteolysen wurde dafür der Begriff “cement disease”geprägt (Jones und Hungerford 1987). Die beimZementieren entstehende Reaktionswärme ist alsUrsache für Lockerungen angesehen worden (Jensenet al. 1991), da durch die relativ hohen Temperaturenund die toxische Wirkung (Bösch et al. 1982) in ca.10% Knochennekrosen entstehen (Toksvig-Larsen etal. 1991, Stürup et al. 1994). Die Änderungen derTemperatur beeinflussen die chemischen und mecha-nischen Zementeigenschaften, sodass schlechte kli-nische Ergebnisse daraus resultierten (Riegels-Niel-sen et al. 1995, Suominen 1995, Nilsen und Wiig

Abb. 74 Polyethylenpfanne Lubinus (a, b)

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Abb. 73 Protek Polyethylenpfanne Müller (a, b)

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1996). Auf Grund der durchgeführten Studien kannangenommen werden, dass die Reaktionswärmenicht die alleinige Ursache für Säume und Pfannen-lockerungen ist.

Mit der von G. Selvik (Baldursson et al. 1979) einge-führten Radiostereophotogrammetrie (RSA) konntegezeigt werden, dass die Pfannenlockerung bereitsfrühzeitig beginnt (Mjöberg et al. 1986). Die RSAermöglicht es, kleine Translationen und Rotationenmit großer Genauigkeit zu erkennen (Kärrholm undSnorrason 1992), bedingt aber hohen zeitlichen undfinanziellen Aufwand. Mit Ein-Bild-Röntgen-Analyse -Untersuchungen (EBRA, Krismer et al. 1995) wurdedie Korrelation von frühzeitiger Implantatsmigrationund verringerter Überlebensrate nachgewiesen (Kris-mer et al. 1996, Hendrich et al. 2002).

Da die mit moderner Zementiertechnik erreichtenErgebnisse unterschiedlich sind, muss hier insbe-sondere der Operationstechnik vermehrt Beachtunggeschenkt werden. Die Bedeutung der Operations-technik kommt darin zum Ausdruck, dass die nur voneinem Operateur durchgeführten Hüftarthroplastikenbessere Ergebnisse hatten (DeLee und Charnley1976, Schulte et al. 1993, Creigthon et al. 1998). Dasunvollständige Eindringen von Knochenzement in dieSklerose (Ranawat et al. 1995), die weitgehende Ent-fernung der Sklerose mit vermehrter Pfannen-wanderung oder die frühzeitige Darstellung einesSaumes (Ritter et al. 1999) korreliert mit einer deutli-chen Erhöhung der Lockerungsrate. Bedingt durchunzureichende Zementpenetration und Eindringenvon Flüssigkeiten ins Interface kommt es zu Säumenund Lockerungen. Zudem erhöht der Abrieb diePfannenwanderung (Schmalzried et al. 1992).

Druckzementierte Pfannen zeigen langfristig einegeringere Lockerungsrate (Fowler et al. 1988), den-noch kommt es zu Säumen und Revisionen (Mulroyund Harris 1990, Mulroy et al. 1995).

Zementfreie HüftpfannenPressfitpfannen

Die Ergebnisse mit modularen Pressfitpfannen der2. Generation (Tab. 7, 8) sind insbesondere bei Erst-operationen überzeugend. Auch die Erfolge mitHydroxylapatit-beschichteten Pressfitpfannen sindbelegt.

Zementfreie Monoblockpfannen haben sich wegenniedriger Revisionsraten sowohl bei Erst- als auchWechseloperationen langfristig bewährt (Elke et al.2003, Hinrichs et al. 2001, Tab. 9, Abb. 14c) und zei-gen zudem wenig radiologische Lockerungszeichen.

Um die Probleme bei modularen Systemen auszu-schalten und den Knochen-Implantatsverbund nochweiter zu verbessern, werden Monoblockpfannenaus Tantal implantiert.

Die Ergebnisse mit längsovalen Pfannen (Köster etal. 1998) in der Revisionschirurgie zeigen bereitszufriedenstellende mittelfristige Resultate, langfristi-ge Ergebnisse stehen noch aus.

Mit Pressfitpfannen scheinen sich bei Pfannendach-plastiken, die längerfristig höhere Revisionsratenhaben, günstigere Ergebnisse als mit zementiertenPfannen abzuzeichnen.

Mit schraubenlosen Pfannenrekonstruktionen kön-nen gute klinische Resultate erreicht werden. DieVoraussetzung für den Erfolg dieser Methode ist einestabile Dreipunktauflage auf solidem, vitalem Kno-chen mit peripherem Pressfit (Elke et al. 2003).

Mit Pfannendachschalen, Laschenschalen oder mo-dularen Revisionspfannen werden gute mittel- undlangfristige Ergebnisse erzielt (Ochsner 2002, Abb. 18).

Mit der von frisch gefrorenem, gemahlenem Knochenabhängigen Impaction grafting Technik wurden imTierexperiment gute knöcherne Einwachsraten er-reicht. Die klinischen Resultate scheinen dies zubestätigen. Wird das Rotationszentrum um wenigerals 2 cm nach cranial verlagert und darauf geachtet,dass keine Lateralisation auftritt, sind gute klinischeErgebnisse zu erwarten. Große strukturelle Allo-grafts zeigten kurzfristig zufriedenstellende Resulta-te, mittelfristig werden aber hohe Versagerraten beidirekter Belastung beschrieben. Die Einwachstiefe ingroße Allografts beträgt histologisch nur wenige Mil-limeter. 50% der tragenden Oberfläche von autolo-gem Beckenknochen sollten vorhanden sein, um dasAllograftversagen zu verhindern. Tragende Allograftssollten durch Pfannendachimplantate geschützt wer-den.

Schraubpfannen

Die Ergebnisse mit Schraubpfannen der erstenGeneration prägen noch immer die Vorstellung vondiesen Pfannen. Demgegenüber haben Implantateder zweiten Generation bei Erstoperationen nach 10 Jahren Überlebensraten von 93%-99% (Tab. 10-11).

Implantate mit gleichem Prothesendesign und derVerwendung von Titan anstelle von Cobalt-Chrom-Molybdän sowie bearbeiteter Oberfläche bzw. mitAbdeckung freiliegender Polyethylenflächen konntenhinsichtlich Lockerung bzw. Revisionsrate entschei-dende Verbesserungen erzielen.

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Die Ergebnisse mit HA-beschichteten Schraubpfan-nen belegen sowohl die Effektivität der Schraubpfan-ne als auch die der Beschichtung (Epinette et al.2003). Nach zehn Jahren entsprechen diese Ergeb-nisse denen der zementierten Pfannen, sofern Kera-mikkugelköpfe dazu verwendet werden.

Während in FE-Analysen bei Schraubpfannen der 1. Generation die hohe Stressbelastung an denGewindegängen noch als Ursache für das Implantats-verhalten angesehen wurde, zeigen hohe lokaleDruckspannungen bei Implantaten der 2. Generationdie Stimulation der Knochenneubildung mit gerichte-ten trabekulären Strukturen. Dies geschieht bei koni-schen Implantaten insbesonders an der cranialenPolkrümmung. Bei sphärischen Implantaten verteiltsich die Druckbelastung gleichmäßig in der cranialenSchalenhälfte.

Bei Wechseloperationen können Schraubpfannennahezu die bei Erstoperationen erzielten Ergebnisseerreichen.

Schraubpfannen, die bei Dysplasiecoxarthrosen ohnePfannendachplastik eingesetzt werden (Abb. 75), zeigen mittelfristig keine frühzeitigen Lockerungenoder nur geringe Revisionsraten (Perka et al. 2004).Andere Autoren perforieren bewusst den Pfannenbo-den und führen eine Spongiosaplastik durch. Die Ver-wendung von zementfreien Pfannen ist auch beiPatienten mit rheumatoider Arthritis indiziert, wenn-gleich davon erst mittelfristige Ergebnisse vorliegen(Loehr et al. 1999, Effenberger et al. 2001). Insbe-sondere bei jungen und aktiven Patienten kommt derImplantatswahl besondere Bedeutung zu. Die Ergeb-nisse von Pressfit- und Schraubpfannen werden wei-terhin kontrovers diskutiert. Es gibt keine randomi-sierten Studien, die die Überlegenheit von Pressfit-oder Schraubpfannen beweisen.

Um eine adäquate Schraubpfannentechnik zu erlan-gen, ist mehr Erfahrung als bei Pressfitpfannen erfor-derlich, sodass bei gleichwertigen Ergebnissen diePressfit-Technik letztendlich häufiger angewendetwerden wird.

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Abb. 75 Dysplasiecoxarthrose. Präoperativ (a, b) und 3 Jahre postoperativ (c, d), Bicon Plus Pfanne

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Zementierte Hüftschäfte

Zementierte Hüftschäfte, werden vielfach als „Gold-standard“ der Hüftendoprothetik angesehen. Die fürden Langzeiterfolg einer Hüft-Arthroplastik entschei-denden Faktoren sind das Design der Endoprothese,die Charakteristika der Oberflächen, die Wahl desMaterials und die Operationstechnik. Aufgrund einesKonsensus des "National Institute of Health - NIH"(NIH 1998) in England rechtfertigt eine 10-Jahres-Überlebensrate von 95 % die Empfehlung einer wei-teren Anwendung des entsprechenden Hüft-Endo-prothesensystems.

OberflächenersatzAls Vorteile des Oberflächenersatzes werden dieKnochenersparnis und damit die bessere Revisions-möglichkeit, die physiologische Belastung desImplantatbettes und dadurch die Vermeidung desStress Shielding, die bessere Gelenkbiomechanikund das geringere Luxationsrisiko gesehen. Epiphy-sär krafteinleitende Oberflächenersatzendoprothe-sen verursachen zumindest im Kurzzeitverlauf gerin-ge Umbauprozesse am proximalen Femur (Harty etal. 2005, Kishida et al. 2004, Murray et al. 2005). Dieim Vergleich zur Schaftverankerung geringere Kno-chenresektion am coxalen Femur und der Erhalt derMeta- sowie größtenteils auch der Epiphyse bedingt,dass ein modularer Aufbau der Pfanne mit Inlay undSchale zur Zeit technisch schwer realisierbar ist.

Oberflächenersatzendoprothesen bedingen einengrößeren, praktisch der Femurkopfgröße entspre-chenden Durchmesser des Kugelkopfes. Dies führtzu einer höheren Gelenkstabilität, und einer höherenLuxationssicherheit. Die Patienten erreichen einegrößere Gesamtbeweglichkeit, die bei vielen im phy-siologischen Bereich liegt.

Ein Impingement des Schenkelhalses am Pfannen-rand ist insbesondere in Fällen eines Offsetdefizitsdes Kopfes oder einer in ungenügender Anteversionimplantierten Pfanne möglich. Femorale Deformitä-ten stellen eine Kontraindikation der Methode dar(Amstutz et al. 2005, Knecht et al. 2004). Bei einerdurch das Versagen der femoralen Komponentebedingten Revision ist auch die knöchern integrierteMonoblockpfanne zu wechseln.

Die moderne Oberflächenersatzendoprothetikbasiert auf dem Einsatz einer Metall-Metall-Paarung(CoCrMo-Legierung). Hier werden Metallionen freige-setzt, die renal ausgeschieden werden. WelcheLangzeitwirkungen die messbar erhöhten Serum-bzw. Gewebskonzentrationen bedingen, ist nochungenügend erforscht (Back et al. 2005, Clarke et al.2003, Skipor et al. 2002).

In den letzten Jahren wurden Studien mit guten kurz-bis mittelfristigen Ergebnissen veröffentlicht (Amstutzet 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 feh-lenden Modularität der Pfanne, der noch ausstehen-den klinischen und vor allem radiologischen Lang-zeitdaten und nicht zuletzt des höheren Implantat-preises, sind die Kurzzeitergebnisse des Oberfläche-nersatzes vielversprechend. Dieses Verfahren stelltvor allem für jüngere, aktive Patienten eine interes-sante Alternative dar (Witzleb 2007).

KnochenzementDie moderne Zementiertechnik hat zu exzellentenLangzeitüberlebensraten in der primären Hüftendo-prothetik geführt. Mit zahlreichen zementierten Hüft-gelenkendoprothesenschäften wurden ausgezeich-nete 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 asep-tische Lockerung stellt ein seltenes Ereignis in derersten 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 desZementmantels für zementierte Femur-Endoprothe-senschäfte der wichtigste Faktor für deren Langzeit-erfolg ist (Mulroy und Harris 1990).

Erfolgreiche zementierte Implantate haben Überle-bensraten von mindestens 95% nach 10 Jahren auf-weisen. Dafür erscheint ein kompletter Zementman-tel mit ausreichender Dicke um den Schaft Voraus-setzung zu sein (Ebramzadeh et al. 1994, Joshi et al.1993 und 1998).

Die meisten heute verwendeten Schaftdesigns sindgerade konfiguriert. Die s-förmige Femuranatomie inder lateralen Ebene führt jedoch zu dem zwangsläu-figen Problem der typischen, schrägen, nicht zen-trierten „Fehl“orientierung in der sagittalen, lateralenEbene (Crawford et al. 1999). Dies bestätigen klini-sche und experimentelle Daten auf lateralen Rönt-genbildern, womit insbesondere antero-proximal undpostero-distal ein erhöhtes Risiko für dünne Zement-mäntel vorliegt (Breusch et al. 2001, Crawford et al.1999, Östgaard et al. 2001).

Die Qualität des Zementmantels hängt vom Implan-tat-Design, der Oberflächenbeschaffenheit der Pro-these und den Charakteristika der verwendetenMaterialien, im Speziellen auch des Knochenzemen-

67

tes selbst (Morscher und Wirz 2002, Wirz et al. 2002),sowie von der Zementiertechnik ab. Scharfe Kantenkönnen auf den Zementmantel als „stress-raiser“wirken (Ebramzadeh et al. 1994).

Die Dicke des Zementmantels sollte 2 mm wennmöglich an keiner Stelle unterschreiten (Crownins-hield et al. 1980, Daniels et al. 2005). Er sollte auchkomplett sein, d. h. keinen Metall-Knochen-Kontaktzulassen (Mulroy und Harris 1990, Crawford et al.1999).

Der optimale Zementmantel ist asymmetrisch undnicht uniform bzw. homogen (Ebramzadeh et al.1994, Morscher et al. 1995).

Die Rotationsstabilität der Prothese wird zusätzlichdurch eine hohe Schenkelhalsresektion von 30° inBezug auf die Horizontalebene erhöht (Freeman1986, Nunn et al. 1989).

Ein Nachsinken ohne Stabilitätsverlust von koni-schen kragenlosen Schäften wird durch die Viskoela-stizität des Knochenzementes ermöglicht. DieserProzess findet hauptsächlich im Verlauf der ersten 2 postoperativen Jahre statt (Berli et al. 2003, Kiss etal. 1996), um in der Folge langsamer zu verlaufen, inder Regel sogar zu sistieren. Eine weitergehendeMigration nach dem 2. postop. Jahr von mehr als 5 mm (was in der Regel mit einem Bruch desZementmantels verbunden ist) muss als definitiveLockerung betrachtet werden (Alafaro-Adrian et al.1999, Havelin et al. 2000, Räber et al. 2001, Soballeet al. 1993).

Dünne oder defizitäre Zementmäntel können zu Riss-bildungen führen, die einen Leitweg für Abriebparti-kel bilden und Osteolysen und Lockerung bewirken(Anthony et al. 1990). Zudem können Sie das Implan-tatüberleben reduzieren, haben eine reduzierteFähigkeit der Energieabsorption und können somiteher zerrüttet werden und letzendlich mechanischversagen (Alfaro-Adrian et al. 1999, Ebramzadeh etal. 1994, Jasty et al. 1986, Kwak et al. 1979). In Kom-bination mit Abriebvorgängen erhöht sich dann dasAuftreten lokalisierter Granulome an der Zement-Knochen-Kontaktfläche mit resultierender Osteolyse(Anthony et al. 1990, Jasty et al. 1986, Kwak et al.1979). Osteolysen haben zudem ein höheres Risikofür periprothetische Frakturen, die einen Mechanis-mus des Spätversagens darstellen (Berry 2003, Clohisy et al. 2004).

Wegen der bestehenden Krümmung des proximalenFemurendes ist das Risiko eines dünnen Zement-mantels, ja sogar eines Metall/Knochen-Kontaktes,in den Gruen-Zonen 6, 7 (Räber et al. 2001, Wilson-McDonald und Morscher 1989) und 8 (Breusch et al.

2001) erhöht. Um dieses Risiko eines Metall/Kno-chen-Kontaktes in Zone 8 zu vermeiden, haben Wro-blewski et al. (1979) und Breusch et al. (2001) einetiefe Schenkelhalsosteotomie mit aggressivem Ent-fernen der dorsalen Schenkelhalsbasis empfohlen.Mit einer tiefen Schenkelhalsresektion wird die Rota-tionsstabilität der Prothese aber ernsthaft kompro-mittiert (Freeman 1986, Nunn et al. 1989). Da sich dieLockerung eines Femurschaftes im Sinne der Retro-version vollzieht (Alafaro-Adrian 1999, 2001) undumgekehrt eine hohe Schenkelhalsresektion die Pro-these gegenüber einer Migration im Retroversions-sinn sichert, hat Morscher von Anfang an die Resek-tion in einem Winkel von 30° (anstelle von 45°) emp-fohlen (Morscher 2007).

Fehler der Zementiertechnik sind eine ungenügendemediale Abstützung (Ebramzadeh et al. 1994, Millerund Johnson 1987), ein ungenügender, vor allem zudünner Zementmantel mit Metall/Knochen-Kontakt(Draenert und Draenert 1992), ungenügende Verzah-nung zwischen Zement und Knochen (Miller undJohnson 1987) und eine fehlerhafte Positionierungdes Implantats (Gruen et al. 1979, Markolf undAmstutz 1976, Wroblewski et al. 1979).

Steife Materialien wie rostfreier Stahl vermindernSpannungen im Zementmantel, sind härter unddamit auch abriebfester (Crowninshield et al. 1980,Estock et al. 1997).

Durch die Verwendung moderner Zementier-techniken wurden die Ergebnisse (Tab. 12) kontinu-ierlich 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, Mulroyund 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 Standard-prothesen (Abb. 28 -31) haben nach 10 Jahren Über-lebensraten von 93 -98 % (Malchau 2000, Ochsner2002).

Unter Berücksichtigung von Infektion, Luxation etc.reduziert sich die Überlebensrate um 1 - 2 % (Garel-lick et al. 2000). Der Vergleich von erster und zweiterGeneration der Zementiertechnik zeigt auch bei Pati-enten unter 50 Jahren (Barrack et al. 1992, Ballard etal. 1994) deutliche Verbesserungen. Die Ergebnissebelegen, dass mit der Zementiertechnik insbesonde-re für den Stiel bessere Resultate erreicht werden(Mulroy und Harris 1997) als für die Pfanne. DieZementiertechnik und nicht der Zement selbst ist derentscheidende Faktor, um die Lockerungsraten zuverringern. Berücksichtigt werden muss, dass hin-sichtlich des verwendeten Knochenzementes signifi-kante Unterschiede bestehen (Espehaug et al. 2002).

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Die Verwendung von hoch- oder normalviskösenZementen ist mit einer Senkung des Revisionsrisikosverbunden (Malchau et al. 2000). Durch die Ver-besserung der Zementiertechnik, mit Abdichtungdes Markraumes, Spülung des Knochenlagers, Ent-fernung von Knochendebris, retrograder Füllung,Zementeinbringung unter Druck sowie distaler undproximaler Markraumsperre (2. Generation, Tab. 3),wird eine bessere Füllung der umgebenden Spongio-sastruktur und dadurch eine innere Versiegelung desMarkraumes erreicht (Maistrelli et al. 1995, Majkows-ki et al. 1994). Bei manchen Implantaten ist jedochnur eine geringe Verbesserung zu sehen. Die Er-klärung dafür ist unterschiedlich. Die Charnley Pro-these weist häufig Fehlpositionen mit unzureichenderZementummantelung (Garellick et al. 1999, Cham-bers et al. 2001) auf. Die mit der Lubinus SP Prothe-se bereits in der ersten Generation erreichten hohenÜberlebensraten konnten nicht mehr wesentlich ver-bessert werden.

Implantate aus Titan-Legierungen zeigen z. T. deut-lich geringere Überlebensraten (Emerson et al. 2002,Ochsner 2002, Weber et al. 2001) als Prothesen ausCoCrMo-Legierungen. Die Titanlegierung hat einegrößere Elastizität, die wahrscheinlich zu einerungünstigen Ermüdungsbelastung des Zementesführt (Maurer et al. 2001). Da für zementierte Titan-prothesen aber langfristig auch niedrige Revisionsra-ten (2 % - 2,9 %) und Überlebensraten von 95,4 % -97,5 % angegeben werden (Hinrichs et al. 2001, Ein-gartner et al. 2002), kommt dem Design, der Ober-fläche und der Zementiertechnik (Morscher und Wirz2002) sicherlich eine wesentliche Rolle zu.

Obwohl die ersten zementierten Hüftstiele zum Teilsehr gute Langzeitresultate aufweisen, zeigte dieZementiertechnik der 1. Generation teilweise unbe-friedigende Ergebnisse, die durch Alterung mitZementzerfall sowie Schlagempfindlichkeit mitZementmantelbrüchen bedingt waren.

Späte Knochenreaktionen lassen auf eine Änderungder Kräfteverteilung schließen. Ursprünglich starkbelastete Zonen sind unterbelastet und bauen sichab, überbelastete Zonen zeigen dagegen eineKompaktaverbreiterung. Die dadurch entstehendenUmbauzonen zwischen Knochen und Zementschwächen diesen und können zu Mantelbrüchenoder Zementzerrüttung führen. Aber auch die Posi-tionierung des Schaftes mit Zentrierung, Rotationund Valgus-/Varus-Position stellt Anforderungen andie Raumvorstellung. Ebenso wird der zeitliche Auf-wand für die Aufbereitung, Einbringung und Aushär-tung des Zements als Nachteil empfunden. DieseUmstände führten zur Überlegung, die zementfreieVerankerungstechnik weiter zu entwickeln.

Zementfreie HüftschäfteDurch die zementfreie Implantation werden potentielleNachteile des Knochenzementes wie Zementalterung,biologische Reaktionen auf Zementabbau-Produktesowie Schwierigkeiten bei späteren Revisionsoperatio-nen vermieden (Jones et al. 1987). Die knochens-parende Implantation ist deshalb das Hüftersatzver-fahren der Wahl bei Patienten unter 75 Jahren.

Das Konzept des Knochenerhaltes und der proximalenLasteinleitung bei der metaphysären Verankerung mitdistal glatten Stielen führt nicht nur zu einer niedrigenLockerungsrate, sondern auch zum Erhalt desKnochens im proximalen Femur.

Schmale reaktive Linien von weniger als 2 mm, kom-biniert mit schmalen Sklerosesäumen, zeigen, dasszwischen den distalen unbeschichteten Anteilen derProthese und der inneren femoralen Kortikalis ein mini-males Maß an Bewegung besteht. Der überwiegendeTeil der Körperlast wird über die proximale mikroporösbeschichtete Portion des Schaftes auf die inter-trochantere Region übertragen. Der glatte distaleProthesenteil bleibt innerhalb des intramedullärenKanals frei, zur Lastübertragung trägt er nicht bei(Engh et al. 1990). Auf diese Art und Weise kann prox-imales Stress Shielding vermieden werden. ZumEntstehen der reaktiven Linien können weiterhin ver-schiedene Elastizitätsmodule des Prothesenstiels unddes femoralen Schaftes beitragen. Aufgrund dieserÜberlegungen werden reaktive Linien in nicht be-schichteten distalen Schaftanteilen nicht als Zeichenradiologischer Lockerung angesehen (Engh et al.1990). Diese Ergebnisse unterstützen die Gültigkeitdes Konzeptes einer intertrochantären Lastübertra-gung, des proximalen Press-Fit und der proximalenOsteointegration (Eingartner 2007).

Stress Shielding hängt ab vom Ausmaß der proxi-malen Beschichtung, den Unterschieden in den Elas-tizitätsmodulen zwischen Schaft und femoralemKnochen sowie der Rigidität der Fixation im dia-physären Teil des Schaftes. Es konnte gezeigt werden,dass schweres Stress Shielding insbesondere in voll-ständig beschichteten Schäften mit großem Durch-messer auftrat. Zementfreie Schäfte der zweiten Generation hatten deshalb die Beschichtung auf denproximalen Teil beschränkt (Engh et al. 1987).

Die Hydroxylapatitbeschichtung verbessert zusam-men mit dem Oberflächenprofil der Prothese dieOsteointegration im proximalen metaphysären Schaft-bereich (Bause und Thabe 2007).

Der Einsatz der Konusprothese sollte dysplastischenund zylindrisch deformierten Femora vorbehalten sein.Aufgrund der besonders guten Osseointegration der

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Prothese ist der Prothesenausbau technisch an-spruchsvoll (Wagner 2007).

Die Philosophie des Geradschaftes mit metaphysärerVerklemmung hat sich vielfach bewährt. Die Andeu-tung von proximal gelegenen Säumen in wenigenFällen und die Dichtezunahme an der Schaftspitzedeuten auf eine langstreckige Kraftübertragung hin(Mai 2007).

Doppelkeilförmig gestaltete und korundgestrahlteImplantate (Alloclassic SL, SL Plus, PPF) stellen einklassisches Beispiel für Prothesen mit distalerKrafteinleitung dar (Traulsen et al. 2001). Traulsenpublizierte sehr gute klinische Ergebnisse, fand aber in77 % eine distale Hypertrophie und Sockelbildung undeine Auftreibung der Kortikalis in 52 % der Fälle(Schuh 2007).

Die von den Erstautoren der metaphysären Prothesen(Abb. 37 - 40) angeführten mittelfristigen Ergebnissesind vielversprechend, wenngleich prothesenspezi-fische Komplikationen (Schenkelhalsfrakturen, Nach-sinken) beschrieben werden (Tab. 13). Für gerade(Abb. 41) und anatomische (Abb. 42) meta-dia-physäre Monoblockstiele, die sich in Material, Formund Oberfläche langfristig bewährt haben und zu-letzt weitgehend unverändert geblieben sind, liegenErgebnisse (Tab. 14) vor, die die Voraussetzungenhaben, die Langzeitergebnisse der zementierten Hüft-endoprothetik zumindest zu erreichen. Mehrerezementfreie Standardschäfte mit unterschiedlichemMaterial und Design, verschiedenen Oberflächen undVerankerungstechniken erfüllen diese Forderungbereits langfristig. Die Ergebnisse der bei Revisioneneingesetzten langstieligen Monoblockschäfte er-reichen in Abhängigkeit vom Defekttyp nahezu dievon Erstoperationen (Tab. 15).

KomplikationenDie in verringertem Maße zur Verfügung stehendenfinanziellen Ressourcen forcieren neue Opera-tionstechniken und Implantatentwicklungen. Ob dieklinisch-radiologischen Ergebnisse der bisher mitStandardzugängen und -techniken implantiertenSchäfte erreicht werden, bleibt abzuwarten. Ins-besondere bei Anwendung neuer Operationstech-niken (MIS, mediale, vordere und dorsale Zugänge)sind außer den bei den bisher verwendeten Tech-niken aufgetretenen Gefäß- und Nervenverletzungen,Luxationen, Thrombosen und Ossifikationen (Ochs-ner 2002, Perka et al. 2004) vermehrt Fehlpositionenund Luxationen beschrieben worden (Archibeck et al.2004, Woolson et al. 2004, Wohlrab et al. 2004).Zudem kann der Schenkelhalszugang für Kurzstiel-prothesen zu Komplikationen führen. Bei zu vari-scher Position treten Schaftperforationen auf (Hubeet al. 2004). Kleine Hautinzisionen und Zugänge mit

unzureichender Sicht können unerwünschte Ergeb-nisse hinsichtlich der Schaftposition ergeben. BeiWechseloperationen ist zudem die Komplikations-rate höher (Morrey 2004). Implantate mit großflächi-gen Beschichtungen, Makrostrukturen und Rippenkönnen einen größeren Defekt verursachen.

Ein persistierender Hüftschmerz nach einer Totalen-doprothese ist ein unbefriedigendes Ergebnis. Diehäufigsten Ursachen für intraartikuläre Schmerzeneiner stabilen Hüfte sind Impingement, Abrieb undInfektion (Knahr et al. 2001). Bei einer unzureichen-den Implantatposition muss mit einem Impingementgerechnet werden. Dabei kann der Kopf aus derPfanne gehebelt werden und Subluxationen bzw.Luxationen verursachen, wodurch ein sofortiger(Keramik) oder rezidivierender Materialschaden(Polyethylen, Metall) mit vermehrtem Abrieb verur-sacht wird. Insbesondere bei Keramik ist auf Grundder Werkstoffeigenschaften ein Impingement zu ver-hindern. Zur Vermeidung des dorsalen Impingementwird die Antetorsion zum Teil konstruktiv berück-sichtigt (Abb. 42b, 44b) oder kann intraoperativeingestellt werden (z. B. modularer Konus, Schwenk-hülse). Ein bone-bone Impingement (Bartz et al.2000) wird durch das Anschlagen des Trochantermajor am Becken verursacht.

Abrieb und Osteolysen sind zum Hauptproblem derzementfreien Endoprothetik geworden. Eine unvoll-ständige zirkuläre Beschichtung bietet keine ausrei-chende Abdichtung des intramedullären Kanals zumGelenk. Bei diesen Stielen zeigt sich Poly-ethylenabrieb bis an die Schaftspitze. Vollständigosseointegrierte Stiele bilden dagegen eine Barrieregegen Abriebpartikel (Effenberger und Imhof 2003).

Da für die zementfreie Fixation die Struktur derImplantatsoberfläche für das An- bzw. Einwachsenvon wesentlicher Bedeutung ist, werden Implantatemit strukturierter Oberfläche verwendet. Dabei mussdas Porous-coating in ausreichendem Maße und vorallem an Stellen mit kortikalem Kontakt bei gleich-zeitig entsprechender Festigkeit von Material undKnochen vorhanden sein. Hohe Lockerungsraten inproximal nur partiell beschichteten porous-coatedStielen (Clohisy et al. 1999, Thanner et al. 1999) ste-hen minimalen Lockerungsraten bei vollständigemPorous-coating gegenüber (McAuley et al. 1998,Engh und Hopper 2002).

Oberschenkelschmerzen (Campbell et al. 1992, Aliet al. 2002, Barrack et al. 1992, Kim et al. 2002) hän-gen mit der Art bzw. Qualität des zementfrei fixiertenStiels zusammen und sind oftmals Ausdruck derInstabilität (Campbell et al. 1992). Kleine proximaleFiber mesh Flächen sind für eine ausreichendeOsseointegration und Stabilität zu gering, sodass es

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zu Schmerzen kommt (Kim et al. 1992). Bei Schaft-lockerungen finden sich vermehrt Oberschenkel-schmerzen, die nach Revision der gelockertenSchäfte verschwinden (Engh et al. 1997). DieseSchmerzen zeigen sich ebenso bei nur proximalbeschichteten Stielen (Heekin et al. 1993) sowie beigroßen (Lavernia et al. 2004) und steifen Stielen(Engh und Bobyn 1988). Vor allem bei großen Stielenund Durchmessern (Engh und Bobyn 1988) kommtes zu einem erheblichen Knochenabbau (Heekin etal. 1993, Kim und Kim 1992). Zu einer deutlichenReduktion der Schaftschmerzen kam es durchVerbesserung der anatomischen Formgebung,größere Beschichtungsflächen und mehr Schaft-größen (Engh et al. 1997). Oberschenkelschmerzentreten aber auch vermehrt bei ausgeprägtemRemodeling auf. Die bei der zementfreien Implanta-tion oftmals als unerwünschte Knochenreaktionbeschriebenen Kompaktaverbreiterungen müssenjedoch keineswegs mit der klinischen Symptomatikkorrelieren (Effenberger et al. 2004). Weitere Ur-sachen eines Oberschenkelschmerzes sind Muskel-hernien (Higgs et al. 1995) und Stressfrakturen (Gill etal. 1999, Lotke et al. 1986).

Periartikuläre Ursachen für Hüftschmerzen könnenstress- oder osteolytisch bedingte Beckenfrakturenmit Schmerzausstrahlung in den Leisten- undAdduktorenbereich, heterotope Ossifikationen, Z. n.Trochanterosteotomien, Bursitiden, Muskel- undSehnenimpingement, Tumore, Nervenkompressions-symptome, muskuläre Dysbalance, Offsetdifferen-zen, Impingement der Weichteile und arterielle Ver-schlüsse im Becken- oder Oberschenkelbereich sein(Knahr 2001, Effenberger und Imhof 2003).

Schmerzfreiheit, Bewegungsumfang und Überlebens-raten sind wesentliche Kriterien für den Erfolgzementfreier Endoprothesen. Die Forderung nachFunktionsverbesserung, Schmerzfreiheit und Lang-zeitstabilität stellen Ansprüche an das Implantat undan die Operationstechnik. Viele Prothesen werdeneingesetzt, ohne dass es dazu entsprechende Unter-suchungen und Ergebnisse gibt. Finite ElementeAnalysen, sorgfältige vorklinische Studien mit Migra-tionsanalysen und die stufenweise Einführung sindnotwendig, um unerwartete Nebenwirkungen zuerkennen und das Risiko für Patienten zu minimieren.Das Ziel von Neuentwicklungen muss es sein, denAbrieb zu minimieren und die Stabilität der Implan-tate und der Einsätze zu optimieren. Neuentwicklun-gen müssen zumindest die gleichen Ergebnisse wiedie bisher erfolgreich verwendeten Standardimplan-tate erbringen. Die Modifikation der Zugänge, einegeringe Knochenresektion sowie eine biologischeFixation und die Abriebminimierung sind dazuVoraussetzung.

Literatur beim Verfasser

Priv.-Doz. Dr. med. Harald Effenberger

Facharzt für Orthopädie und Orthopädische Chirurgie, Sportorthopädie

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Krankenhaus TamswegUnfallchirurgische AbteilungBahnhofstraße 7, 5580 TamswegTel. 06474 73 81 113Fax 06474 73 81 202