Welche Prothesen für das Kniegelenk gibt es?

Jerosch, Jörg

doi:10.1007/978-3-642-38423-3_4

Welche Prothesen für das Kniegelenk gibt es?

Jörg Jerosch Prof. Dr. med. Dr. h. c.⁴

Chapter
First Online: 01 January 2015

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Zusammenfassung

Der Markt an Endoprothese ist vielfältig. Er beginnt mit den Knieteilprothesen (mit mobiler oder nicht mobiler Plattform), geht über den kompletten Oberflächenersatz und reicht dann bis zu den geführten Prothesen oder den modularen Systemen für die Revision oder die Tumorpatienten. Noch deutlich unterrepräsentiert sind die patellafemoralen Knieendoprothesen, die insbesondere bei einer Arthrose aufgrund einer Trochleadysplasie indiziert sind. Bikompartimentale Knieendoprothesen sind vom theoretischen Ansatz her eigentlich die richtige Richtung, um die mechanische und propriozeptive Kompetenz des vorderen Kreuzbandes zu erhalten. Die technische Umsetzung ist jedoch zur Zeit noch schwierig, so dass diese Prothesen im klinischen Alltag keine Rolle spielen. Das Standardimplantat ist die das hintere Kreuzband erhaltende Oberflächenprothese für das Kniegelenk. Die gekoppelten Endoprothesen werden bei instabilen Bändern oder starken Achsendeformitäten notwendig sein.

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4.1 Hemi-Knieendoprothesen

4.1.1 Historischer Überblick

Die ersten Aufzeichnungen über die Entwicklung von Kniegelenkprothesen gehen auf den Berliner Chirurgen Gluck im Jahre 1890 zurück. Das damals entwickelte Implantat wurden in aufwendigen Verarbeitungsprozessen aus Elfenbein gefertigt. Es handelte sich hierbei um ein Scharniergelenk, das mit vernickelten Schrauben und einem aseptischen Kitt aus Gips und Kolophonium im Knochen verankert wurde. Es wurde bei insgesamt 14 Patienten implantiert und führte aufgrund von hygienischen Mängeln zu septischen Verläufen (Gluck 1890). Seit dieser Zeit hat sich die Kniegelenksendoprothetik dank eines besseren Verständnisses der Biomechanik des Gelenkes und der verwendeten Materialien stetig verbessert. Herauskristallisiert haben sich zwei große Klassen von Kniegelenkendoprothesen: die trikompompartimentären und die unikompartimentären Implantate.

Die sog. „Unis“ finden seit etwa 25 Jahren Verwendungen. Sie wurden zur Behandlung der meist monokompartimentären medialen oder lateralen Arthrose eingesetzt. Vor der Entwicklung der unikondylären Prothesen war bei Patienten mit hemilateraler Kniegelenksarthrose die Arthrodese der Goldstandard. Das Konzept des monokompartimentären Kniegelenkersatzes wurde erstmals 1954 durch McKeever und Elliot vorgeschlagen. Sie entwickelten eine unikondyläre Tibiaplateauprothese aus Metall mit einer tibialen Verankerungsnut. Weitere Designentwicklungen der achslosen Kniegelenksteilersatzes gehen auf MacIntosh aus Toronto im Jahre 1954 zurück (MacIntosh 1958). Er verwendete ein aus Vitallium gefertigtes Implantat mit unterschiedlichen Stärken, mit dem nur der tibiale Defekt ersetzt wurde. Die Femurkondyle blieb ebenfalls unbehandelt. Das Konzept dieser Prothese war es, ein freies Gleiten des Implantates zwischen Femur und Tibia zu ermöglichen. Bei einem Teil der Patienten kam es jedoch aufgrund von Designmängeln zu Dislokationen.

Das Prinzip wird heute wieder aufgegriffen und kommt in der Form eines sog. Unispacers aus Kobaltchrom bei jüngeren Patienten als Platzhalter zum Einsatz. Eine Weiterentwicklung – das „polycentric knee“ – wurde im Jahr 1968 von Gunston präsentiert. Er implantierte erstmals eine Schlittenprothese aus zwei Komponenten (Metall–Kunststoff), die nach dem Low-friction-Prinzip funktionierte. Im Bereich der Femurkondyle wurde eine halbkreisförmige Metallscheibe implantiert, die über einen tibialen schienenfömig gemuldeten Block aus Polyethylen glitt. Die Prothesenverankerung erfolgte mit Knochenzement. Die femorale Komponente des „polycentric knee“ war kein echtes polyzentrisches Design und orientierte sich nur unzureichend an den anatomischen Gegebenheiten der Femurkondyle (Abb. 4.1). In der klinischen Praxis zeigte dieses Prothesenmodell aufgrund der schlechten Anpassung an die anatomischen und funktionellen Gegebenheiten des Kniegelenkes nur unzureichend gute Resultate. Die originale Gunston-Prothese ist noch heute im Sir Charnley-Museum in London ausgestellt.

Das Prinzip der Schienenführung wurde anschließend durch die Weiterentwicklung von Engelbrecht verlassen. Er entwickelte einen Metallschlitten, der im Bereich der Femurkondyle implantiert wurde. Durch das punktuelle Aufsetzen der Metallschlittenkufe auf einem tibialen Polyethylenblock konnten die natürlicherweise im Kniegelenk vorkommenden Bewegungen, insbesondere der Schlussrotation nachgeahmt werden. Die Implantation dieser sog. St.-Georg-Prothese wurde erstmals im September 1969 durchgeführt. Hierbei handelte es sich um ein Modell mit drei Freiheitsgeraden ohne Zwangsführung und mit minimalem Formschluss der Kontaktflächen, was unter kinematischen Gesichtspunkten den natürlichen Maßgaben am Kniegelenk sehr nahe kam. Nachteilig wirkte sich die Tatsache aus, dass die tibiale Komponente nur in einer Größe und Stärke zur Verfügung stand. Dieser Umstand führte aufgrund der ausgedehnten Knochenresektion der Tibia gehäuft zu Stressfrakturen.

Diese Schwäche des ersten Modells der St.-Georg-Prothese wurde durch eine Weiterentwicklung von Marmor im Jahre 1972 in den USA kompensiert (Marmor). Er entwickelte ein Implantat, bei dem verschiedene Plateaustärken zur Verfügung standen. Dieses „modulare“ System wurde unter dem Namen „Marmor Modular Knee“ von der Firma Smith + Nephew Richards Medizintechnik GmbH vertrieben. Die femorale Komponente zeigte ein echtes polyzentrisches Design, welches der anatomischen Krümmung der Femurkondyle nachempfunden war. Die tibiale Komponente imitierte die anatomische Oberfläche der Tibia und stand in unterschiedlichen Stärken zur Verfügung. Das hatte den Vorteil, bei ausgedehnten Varus- und Valgusdeformitäten den tibialen Knochenverlust zu ersetzen. Das Design, die Verarbeitungstechnik und die verwendeten Materialien waren allerdings noch nicht endgültig ausgereift. Durch die femorale Komponente traten zum Teil patellare Impingementsituationen auf. Auch die dünneren tibialen Implantate von nur 6 mm zeigten aufgrund ihrer unzureichenden Elastizität gehäuft Brüche und einen vermehrten Abrieb, was zu Fehlschlägen führte.

Die Femurkomponente des sog. Modular I bestand aus Implantatestahl (ASTMF 138), die Tibiakomponente aus UHMWPE (ASTMF 648). Die Verankerung beider Komponenten erfolgte mit Knochenzement. Die Tibiakomponente wurde nach der Inlaytechnik verankert.

Beide Prothesenmodelle – die St.-Georg-Prothese und die Modularserie – wurden stetig weiterentwickelt.

4.1.2 Aktuelle Designkonzepte

Zur Zeit existieren eine Vielzahl unterschiedlicher unikondylärer Implantate auf dem Endoprothetikmarkt: Die Designgrundlagen haben sich seit dieser Zeit nicht drastisch geändert. Die femorale Gleitfläche entspricht generell einer idealisierten Kondylenform. Unterschiede zeigen sich zum Teil bei den Verankerungselementen am Femurteil, beim Design der Tibiagleitfläche (eben, gekrümmt oder mobil), der Implantationstechnik des Tibiateils (Inlay- oder Onlaytechnik) respektive „metal-backed“, den zusätzlichen Verankerungselementen am Tibiaplateau sowie den operativen Zugängen (konventionell, minimal-invasiv). Unter der Inlaytechnik versteht man die spongioöse Verankerung des tibialen Implantates, während bei der Onlaytechnik das Tibiaimplantat auf der Knochenoberfläche verankert wird (kortikale Befestigung).

In den letzten 10 Jahren haben sich die unikondylären Kniegelenkprothesen stetig gewandelt. Jeder Chirurg hat seine bevorzugten Implantate und Implantationstechniken. Auch die Weiterentwicklung unterschiedlicher Biomaterialien hat die Designentwicklungen grundlegend beeinflusst. Trotz vieler Fortschritte in der Herstellung des Polyethylens erscheint derzeitig noch das UHMWPE die optimale Beschichtung für den Oberflächenersatz der tibiale Komponente mit einer Lebenserwartung von bis zu 15 Jahren zu sein (Ly und Burnstein 1994). Letztendlich wird die Lebenserwartung des Implantates u. a. durch den Abrieb und die nachfolgenden Osteolysen bestimmt.

Durch die Erkenntnisse des sog. Kaltflusses „cold flow“ oder „cold creep“ (s. o.) bei der Analyse von Fehschlägen von unikondylären Prothesen Anfang der 1980er Jahre (Jonsson 1981; Knutson et al. 1981) konnte die Mindest-PE-Höhe auf 9 mm festgelegt werden. Zuvor war die Mindest-PE-Höhe von Marmor 1980 mit 6 mm vorgeschlagen worden (Marmor 1973). Demnach scheint der Kaltfluss einer allmählichen Ausdehnung des tibialen Implantates über die Zeit zu bewirken und damit die Qualität der molekularen Vernetzung und demnach den Abriebwiderstand des Polyethylens negativ zu beeinträchtigen. Schon Goodfellow und O’Conner (1978) hatten vorgeschlagen, das Polyethylen mit einem zirkumferenten Metallring zu versehen, um so eine Ausdehnung des Implantates über die Jahre zu vermindern. Letztendlich konnte ein ausreichend positiver Effekt dieser Maßnahme, die u. a. bei den Entwicklungen von Modular I und II umgesetzt wurden, nicht nachgewiesen werden.

Um die negativen Eigenschaften des Kaltflusses zu verringern, wurden Ende der 1980er Jahre verschiedene Untersuchungen durchgeführt. Wegweisend war eine Untersuchung von Ryd, der die Eigenschaften unterschiedlicher tibialer Implantate bezüglich des Kaltflusses mittels RSA nachwies. Hierbei konnte er belegen, dass bei einer PE-Höhe von 12 mm nur geringer sowie bei Metal-backed-Prothesen mit einer Höhe von 12 mm (3 mm Metall und 9 mm PE) kein „cold flow“ mehr nach einer Standzeit von 6 Jahren nachzuweisen war (Ryd et al. 1990). Es erschien tatsächlich, dass die Eigenschaften von „Metal-backed“-Tibaimplantaten das Kaltflussphänomen einzugrenzen in der Lage waren. Andere Studien belegten jedoch, dass Kaltfluss insbesondere an der Grenzschicht zwischen Metall und Polyethylen, an den Insertionsstellen des Polyethylens in der Peripherie und über den Fixationsschrauben nachweisbar war (Engh et al. 1992).

Mit der Einführung der „Metal-backed“-Prothesen konnten jedoch neue Erkenntnisse gewonnen werden. Um den Knochenverlust nach Möglichkeit gering zu halten, kamen MB-Prothesen mit einer Höhe von zum Teil 7 mm zum Einsatz. Dieses entspricht einer PE-Höhe von nur 4 mm bei einer Metalldicke von 3 mm. Auch bei diesen Komponenten zeigten sich nur unzureichende Abriebeigenschaften. Die Untersuchungen von Bartel et al. (Bartel et al. 1985, 1986) legen nahe, dass bei „Metal-backed“-Prothesen eine PE-Mindesthöhe von 6 mm angestrebt werden sollte. Bei einer Metallhöhe von 3 mm ergibt sich daraus eine Mindestgesamthöhe des Implantates von 9 mm. Andere Autoren empfehlen sogar über den Schraubenlöchern eine Mindest-PE-Höhe von 8 mm (Engh et al. 1992). Insbesondere in den Randbereichen der Prothese ist auf eine ausreichende Dicke des PEs zu achten. Ein Problem stellt diese Erkenntnis bei den „Metal-backed“-Prothesen dar, da durch den metallischen Randwulst des Onlays zum Teil deutliche Verminderungen der PE-Dicke zu erwarten sind. Besonders die posteriore Zone des tibialen Implantates kann bei tibialen anterioren Translationsbewegungen sehr beansprucht werden. Aus diesem Grund erscheint eine Insuffizienz des vorderen Kreuzbandes mit anteriorer Instabiltät für die zum Teil kurzen Lebenserwartung von „Metal-backed“-Prothesen verantwortlich zu sein, insbesondere dann, wenn das Tibiaimplantat ohne dorsalen Slope nicht ca. 0,5 cm nach dorsal verlagert wurde. Grundsätzlich gilt, dass ein zu dünnes PE-Onlay nach Möglichkeit vermieden werden sollte.

4.1.3 Design des Femurimplantates

Die mediale und laterale Femurkondyle sind in der Frontalebene unterschiedlich konfiguriert. Diese Tatsache hat die Entwickler von Schlittenprothesen ermutigt, unterschiedlich symmetrische mediale und laterale femorale Prothesenkomponenten in variablen Größen zu entwerfen. Daraus ergibt sich der Vorteil, dass die femorale Komponente kongruent zum Tibiaimplantat konfiguriert werden kann. Folglich sind Verkantungen während der Flexion des Kniegelenkes zwischen den femoralen und tibialen Implantaten mit zum Teil hohen punktuellen Belastungen vermeidbar. Betrachtet man das Kniegelenk in der Frontalebene, so kann durch die optimale Positionierung mit regelrechtem Alignement beider Implantate ein flächiger tibiofemoraler Kontaktbereich erzielt werden. Auch in der Sagittalebene haben eine unterschiedliche Konfiguration der medialen und lateralen Femurkondyle Einfluss auf das Design des femoralen Implantates. Die Querkrümmung nimmt von distal nach dorsal kontinuierlich zu. Während distal die geringe Krümmung die Flächenpressung in der Hauptbelastungszone reduziert, vermeidet der geringe dorsale Radius einen ungünstigen Kantenlauf bei gegebenenfalls geneigter Implantation. Die geringe Krümmung im distalen Bereich ermöglicht eine bessere Verteilung der Last auf die ebene PE-Gleitfläche. Wird die Femurkomponente – wie es häufig anatomisch erforderlich scheint – leicht geneigt eingesetzt, vermeidet die größere posteriore Querkrümmung einen ungünstigen Kantenlauf auf dem Polyethylen. Da die Krümmungsradien der Kondylenrandkurve des medialen und lateralen Kondylus nicht identisch sind, kann es bei Verwendung identischer Implantate zu einer Verkleinerung des Beugespaltes kommen. Dieses Phänomen kann zu einem Anheben des anterioren Anteils des Tibiaimplantates oder zu dessen posterioren Einsinken führen. Auch sind vereinzelt in diesem Zusammenhang Extrusionen des femoralen Implantates beschrieben worden (Gacon et al. 1993; Bergmann und Süssenbach 1997)

4.1.4 Design des Tibiaimplantates

Beide Gelenkfacetten des Tibiaplateaus besitzen nahezu eine ovale Form, während die mediale Gelenkfacette konkav und die laterale annähernd konvex gekrümmt sind. Während der Flexion des Kniegelenkes wandert der tibiofemorale Kontaktpunkt mit zunehmender Beugung nach dorsal. Die Femurkondyle und das Tibiaplateau weisen aufgrund der Roll-Gleit-Kinematik eine inkongruente Anatomie auf. Die Kongruenz des medialen Kompartimentes wird durch die Anwesenheit des Meniskus garantiert. Dadurch ist insbesondere in der posterioren Region für eine leichte Überhöhung der dorsalen Tibiakante gesorgt. Die so erzeugte Kongruenz bewirkt eine Lastverteilung. Beim unikondylären Kniegelenkersatz ist von Seiten der Konstruktion der Tibiaoberfläche eine solche anatomische Simulation der Gelenkfunktion nicht möglich. Durch eine leichte Exkavation der PE-Oberfläche wird die femorotibiale Kontaktfläche maximiert. Mit zunehmender Beugung und konsekutiver Wanderung des tibiofemoralen Kontaktpunktes nach dorsal kann es jedoch zu exzentrischen Belastungen kommen. Ein genaue Nachahmung der Roll-Gleit-Kinematik kann bei immobilen, starr implantierten Tibiaimplantaten nicht gegeben sein. Auch eine von vielen Autoren (Neyret et al. 1997) diskutierte dorsale Erhöhung des tibialen Implantates scheint dieses Problem nicht zu lösen. Zusätzlich verbirgt sich auch hinter dieser Maßnahme die Gefahr der Verkleinerung des Beugespaltes mit nachfolgender Stressbelastung der dorsalen Tibiakante. Vielmehr erscheint ein tibialer „slope“ des Implantates von ca. 5° gegenüber dem anatomischen dorsalen Neigunswinkel des Tibiaplateaus von 10 ± 3° die meniskale Lastverteilung annähernd zu simulieren (Dejour und Bonnin 1994; Neyret et al. 1997; Jenny et al. 1997). Eine Möglichkeit, die tibiofemorale Kontaktfläche zu erhöhen und die Roll-Gleit-Kinematik zu simulieren, ist die Verwendung mobiler Tibiaimplantate (Goodfellow und O’Connor 1978; Argenson und O‘Connor 1992). Mit Hilfe dieses Designs kann das PE während der Beugung nach dorsal wandern, um so ein anatomisches Alignment zu erhalten.

In der klinischen Anwendung brachten jedoch die sog. „mobile bearings“ eine große Anzahl von Problemen mit sich. Insbesondere wurden häufige Dislokationen (Svard 1998) beschrieben, speziell bei insuffizientem vorderem Kreuzband. Auch erschien es schwierig, das Implantat in der Frontalebene auszubalancieren. Die erwünschte Unterkorrektur führte des PE bei forcierter Flexion regelmäßig zu Dislokationen. Um diese Situation zu vermeiden, wäre eine Überkorrektur notwendig gewesen, die jedoch das kontralaterale Kompartiment schädigt. Grundsätzlich ist im Fall einer Varusdeformität die Unterkorrektur mit den „mobile bearings“ erlaubt und notwendig, jedoch nur unter der Maßgabe, dass das mediale Kollateralband fest ist. Auch ist die Möglichkeit eines anterioren Impingement zwischen dem PE und der Femurkondyle insbesondere beim Genu recurvatum gegeben.

Ein große Nachuntersuchung von 699 „Mobile-bearing“-Implantaten wurde im Rahmen der sog. Schwedenstudie (Swedish Knee Arthroplasty Register) aus den Jahren 1983 bis 1992 durchgeführt. Die Autoren (Lewold et al. 1995) sahen eine kumulative Überlebensrate nach 6 Jahren von nur 89 %. Die meisten Revisionen erfolgten bereits in den ersten zwei Jahren postoperativ. Hautgrund waren stattgehabte Dislokationen des Meniskusimplantates. Neuere Untersuchung ebenfalls aus dem skandinavischem Raum von Svard und Price (2001) zeigten Überlebensraten von 95 % nach 10 Jahren. Diese Ergebnisse korrelieren gut mit denen anderer Autoren (Murray et al. 1998). Laut Ansicht dieser Verfasser sind die Frühversager der Schwedenstudie durch unzureichende Selektion der Patienten und mangelhafte Operationstechnik von zum Teil unerfahrenen Operateuren erklärbar. Unsere Auffassung nach sind die „mobilen Plateaus“ nur von erfahrenen Operateuren zu implantieren und sicherlich für „Uni-Anfänger“ ungeeignet.

4.1.5 Verankerung

Grundsätzlich benötigen alle tibialen „Metal-backed“-Komponenten eine tibiale Verankerung mittels „stem“. In einer Untersuchung von Railton (Railton et al. 1990) konnten die Autoren die Überlegenheit der „Metal-backed“-Prothesen mit „stem“ gegenüber stemfreien „Metal-backed“-Implantaten nachweisen. Auch die Fixation des tibialen MB-Implantates mit einer Schraube ist im Allgemeinen erlaubt (Volz et al. 1988) und findet bei einigen Modellen Anwendung. Grundsätzlich sollten bei diesen Implantaten PE-Onlays mit ausreichender Stärke gewählt werden. Verschiedene Autoren empfehlen ein PE-Onlay von mindestens 8 mm Dicke (Engh et al. 1992).

Nach Meinung vieler Autoren ist die Verwendung eines femoralen Verankerungszapfen von großer Bedeutung für die Stabilität des Implantates (Marmor 1973; Cartier und Cheaib 1987), während ein tibialer Zapfen bei einigen Modellen nur optional zur Verfügung steht. Einige Designer verzichten völlig auf den tibialen Verankerungszapfen bei den Voll-PE-Implantaten (Cartier und Cheaib 1987) und setzen vollständig auf die Onlaytechnik.

Auch bei der Ansicht bezüglich der Verwendung von Knochenzement zur Verankerung der Implantate gibt es unterschiedliche Ansichten. Grundsätzlich darf auch femoral zementfrei implantiert werden. Hierbei sollte aber auf ein biokompatibles Coating des Implantat-Knochen-Interfaces z. B. mit Hydroxylapatit geachtet werden (Cartier und Cheaib 1987; Neyret 1994). Heutzutage ist jedoch die zementierte femorale Implantatverankerung der Goldstandard und findet bei den meisten Operateuren breite Anwendung. An der Tibia wird nach Befragung der Operateure ebenfalls in der überwiegender Mehrheit mit Knochenzement gearbeitet. Alternativ stehen Fixationen mit Zapfen und Schrauben zur Verfügung. Bei der Zementiertechnik sollte darauf geachtet werden, dass der Zement im posterioren Anteil nur sehr dünn ausgestrichen wird, um so sein Herausdrücken nach dorsal zu vermeiden (Bergmann und Süssenbach 1997).

4.1.6 Hersteller

Eine große Anzahl von Herstellern mit unterschiedlichen Implantaten beherrschen derzeitig den Markt für unikondyläre Prothesen. In diesem Kapitel sollen auszugsweise die gängigen Implantate dargestellt werden. Die Auflistung erfolgt alphabetisch nach Herstellern ohne Anspruch auf Vollständigkeit.

4.1.6.1 Aesculap – Search Evolution Uni (Abb. 4.2)

Das femorale Implantat

Die femoralen Implantate liegen in vier Größen, jeweils rechts medial und lateral sowie links medial und lateral vor. Das Implantatmaterial besteht aus CoCr29MO-Legierung nach ISO 58832-4. Die Stärke der femoralen Komponente beträgt 5 mm. Die anterior-posteriore Krümmung der Femurkomponente ist einer Cardioid-Kurve nachempfunden. In der Frontalebene ist die Femurkomponente im Bereich von 16° leicht gekrümmt.

Das tibiale Implantat

Das Tibiaimplantat steht ausschließlich als „Metal-backed“-Variante zur Verfügung, eine Voll-PE-Variante gibt es nicht. Zu jeder von drei Standardimplantatgrößen gibt es eine Plusgröße mit erweitertem Sagittaldurchmesser. Die tibialen Gleitflächen stehen in vier Stärken (8, 10, 12, und 14 mm) zur Verfügung. Eine Verankerung mittels „stem“ oder Schraube ist nicht vorgesehen. Die endgültige Implantation erfolgt mit Zement.

Implantationstechnik

Die Instrumentierung des tibialen Schnitts erfolgt mittels extramedullärem Ausrichtungssystem, das in Form von zwei Tibia-Sägeblöcken (rechts-medial/links-lateral und rechts-lateral/links-medial) zur Verfügung steht. Im tibialen Sägeblock ist eine nach 3° posterior abfallene Schnittebene integriert. Die femorale Positionierung des Implantates erfolgt mittels intramedullärer Ausrichtung. Das femorale Implantat ist für die Stabilisierung mit Zement vorgesehen. Der operative Zugang erfolgt konventionell.

4.1.6.2 Alphanorm – AMC Unikondylar-Knieprothese (Abb. 4.3)

Die AMC-Schlittenprothese wird ausschließlich als Mobile-bearing-Variante angeboten. Sowohl die tibiale als auch die femorale Komponente stehen als Modell mit Titan/Ha-Beschichtung und als unbeschichtete Version zur zementfreien und zementierten Implantation zur Verfügung.

Das femorale Implantat

Die Femurkomponente weist knochenseitig zwei konische Fixationszapfen auf. Die posterioren Kondylenradien sind deutlich abgeflacht. Sowohl die beschichtete als auch die unbeschichtete Variante sind in vier Größen verfügbar.

Das tibiale Implantat

Das tibiale Implantat verfügt über eine längsgerichtete Verankerungsfinne. Es finden acht unterschiedliche Größen Verwendung, die jeweils mit PE-Gleitlagern von 4–12 mm Stärke ausgestattet werden können.

Implantationstechnik

Die tibiale Resektion erfolgt mit Hilfe einer extramedullären Ausrichtung. In der Sagittallebene ist anhand des Resektionsblocks eine dorsale Neigung der Gelenkfläche von 7° vorgegeben. Die Frontalsägeschnitte könne durch Resektionsblöcke in 2° Valgus- oder Varusstellung korrigiert werden. Die Präparation des Femurs erfolgt anhand einer speziellen Bohrlehre. Die distalen Kondylenanteile werden mittels Fräser reseziert.

4.1.6.3 Biomet Merck – Oxford III – unikondylärer Knieersatz (Abb. 4.4)

Die dritte Generation der Oxford-Prothese stellt eine Weiterentwicklung der im Jahre 1978 von Goodfellow und O’Connor vorgestellten Meniskusprothese dar und lässt sich unter den Prothesentyp „mobile bearing“ subsumieren. Die Oxford-Prothese wurde nur für eine anteromediale Varusgonarthrose entwickelt. Eine unbedingte Voraussetzung für die Indikationsstellung ist die Intaktheit des vorderen Kreuzbandes. Die Oxford-Phase-3-Prothese ist für den minimal-invasiven Einsatz vorgesehen.

Das femorale Implantat

Das Femurimplantat steht in 3 Größen zur Verfügung und besteht aus einer gegossenen CoCrMo-Legierung. Das Design ist der zweiten Generation der Oxford-Prothese nachempfunden, mit dem Unterschied, dass jetzt unterschiedliche Größen erhältlich sind. Die Implantate sind parametrisch und weisen folgende Radiusabmessungen auf: small = 22 mm, medium = 23,8 mm, large = 25,7 mm. Zur femoralen Verankerung befindet sich zusätzlich ein Verankerungszapfen im Bereich des anterioren knochenseitigen Implantates.

Das tibiale Implantat

Das Tibiaimplantat besteht ebenfalls aus einer gegossenen CoCrMo-Legierung. Zur Verfügung stehen 6 Größen für links und rechts. Das Implantat ist durch eine plane Oberfläche gekennzeichnet, die medial durch eine metallische Leiste begrenzt ist. Die endgültige Fixation erfolgt mit Knochenzement. Hierdurch sollen ein anteromedialer Implantatüberstand und ein Impingement verhindert werden. Die Meniskusimplantate bestehen aus einem im Hochdruckverfahren formgepressten, Argon-Edelgas-sterilisierten Polyethylen ultrahoher Dichte. Die Oberfläche des PE-Onlays ist oval exkaviert.

Implantationstechnik

Grundsätzlich ist eine minimal-invasive Operationstechnik möglich und wird mittels speziellem Instrumentarium vorbereitet. Die Instrumentierung des tibialen Schnitts wird durch ein extramedulläres Ausrichtungssystem vorgegeben. Im tibialen Sägeblock ist eine nach 7° oder 5° posterior abfallende Schnittebene integriert. Die femorale Positionierung des Implantates erfolgt mittels intramedullärer Ausrichtung. Das femorale Implantat ist für die Implantation mit Zement vorgesehen.

4.1.6.4 Biomet Merck – Repicci-II-System zum unikondylären Oberflächenersatz (Abb. 4.5)

Das von J. A. Repicci propagierte System zum unikondylärem Oberflächenersatz basiert auf einer Weiterentwicklung der Modularserie von Marmor. Für dieses Endoprothesenmodell wird grundsätzlich die minimal-invasive Operationsmethode empfohlen.

Das femorale Implantat

Das Femurimplantat steht in 4 Größen jeweils für links-medial/links-lateral und rechts-medial/rechts-lateral zur Verfügung. Zur femoralen Verankerung findet sich zusätzlich zu dem Verankerungszapfen eine sagittal ausgerichtete Finne. Der Hersteller empfiehlt grundsätzlich eine Zementierung des femoralen Implantates.

Das tibiale Implantat

Das Tibiaimplantat ist sowohl als Voll-PE oder „Metal-backed“-Implantat erhältlich. Zur Verfügung stehen 3 Größen mit 4 Variationsmöglichkeiten. Die endgültige Fixation des Implantates erfolgt mit Knochenzement.

Implantationstechnik

Grundsätzlich soll eine minimal-invasive Operationstechnik durchgeführt werden. Zunächst erfolgt nach parapatellarer Schnittführung die Resektion der dorsalen Femurkondyle. Anschließend nach Meniskektomie und Platzierung eines femoralen Extraktorpins wird die Tibiapräparation mittels Fräse vorgenommen. Auch bei der Femurpräparation wird ausschließlich eine Fräse verwendet, indem freihändig ca. 2 mm der Oberfläche abgetragen werden. Nach femoraler Bohrzapfenpräparation und Einbringen der Femurschlitze können die Probeimplantate positioniert werden.

4.1.6.5 Centerpulse – Allegretto – unikondylärer Oberflächenersatz (Abb. 4.6)

Das von Centerpulse vertriebene Allegretto-Prothesensystem zum unikondylärem Oberflächenersatz basiert auf einer Weiterentwicklung der Modularprothesen von Marmor. Das Prothesendesign wurde von Ch. Broc und S. Romagnoli konzipiert.

Das femorale Implantat

Die Fekurkomponente besteht aus CoCrMo (Protasul-2) und weist die typische Kufenform eines Schlittens auf. Auf der femoralen Seite des Implantates befindet sich eine Verankerungsfinne, die in ihrem mittleren und anterioren Anteil durch parallele Nuten verstärkt wird. Die Femurprothese steht in den Versionen „Standard“ mit 2 mm und „distal verstärkt“mit 4 mm zur Verfügung. Beide Versionen werden in drei Größen von 44 mm, 51 mm und 60 mm geliefert.

Das tibiale Implantat

Die Tibiakomponente ist sowohl in einer „Metal-backed“- als auch in einer Voll-PE-Variante erhältlich. Die „Metal-backed“-Tibiakomponente besteht aus Ti6Al7Nb (Protasul-100) und ist mit CP-Titanium (Protasul-Ti, Sulmesh) umschichtet. Das Onlay besteht ebenso wie die Voll-PE Version aus UHMW Polyethylen (Sulene-PE). Beide Komponenten stehen in 4 unterschiedlichen Größen (38 mm, 41 mm, 44 mm und 48 mm) zur Verfügung. Die „Metal-backed“-Version ist in 5 unterschiedlichen Stärken von 7,5–15 mm, die Voll-PE-Version in 4 Stärken von 9–15 mm verfügbar.

Implantationstechnik

Der Zugang zum Kniegelenk erfolgt konventionell. Die tibiale Resektion wird mit Hilfe einer extramedullären Ausrichtung durchgeführt. Der dorsale Neigungswinkel des tibialen Schnittes kann mit 0°, 3° oder 5° gewählt werden. Die Positionierung der femoralen Komponente wird anhand dreier anatomisch festgelegter Bezugspunkte vorgenommen. Die tibiale und femorale Komponente werden beide mit Knochenzement verankert.

4.1.6.6 Depuy – Preservation-MIU-Kniesystem

Das von Depuy vertriebene Preservation-System zum unikondylärem Oberflächenersatz des Kniegelenkes wurde in Zusammenarbeit mit Orthopäden und Chirurgen aus den USA, Deutschland, Frankreich, Australien und Neuseeland entwickelt. Das Design und die Operationstechnik sind auf ein minimal-invasives Vorgehen ausgerichtet. Das Preservation-Uni-System basiert für die „Fixed-bearing“-Version auf dem Robert Brigham-Uni-Condylar, später P.F.C. Uni und P.F.C. SIGMA Uni; während die „Mobile-bearing“-Version aus dem LCS classic UNI und LCS Uni weiterentwickelt wurde.

Das femorale Implantat

Die Fekurkomponente besteht aus CoCrMo und steht in 5 unterschiedlichen Größen zur Verfügung. Das Design entspricht der typischen idealisierten Kufenform. Femoralseitig befindet sich eine sagittal ausgerichtete Verstärkungsfinne mit einem anterioren Verankerungszapfen.

Das tibiale Implantat

Die Tibiakomponente steht als „Metal-backed“-Variante sowohl als „fixed“ als auch als „mobile bearing“ zur Verfügung. Zusätzlich wird die Produktreihe durch ein Voll-PE Implantat komplettiert. Die „Metal-backed“-Tibiakomponente besteht aus CoCrMo. Das Onlay für die „Metal-backed“-Version als auch für das Voll-PE Implantat sind aus UHMW-Polyethylen gefertigt. Beide „Metal-backed“-Komponenten stehen als rechte und linke Version in 5 unterschiedlichen Größen mit 3 Stärken von 9,5–13,5 mm zur Verfügung. Die „Metal-backed“-Version ist in 5 unterschiedlichen Stärken von 7,5–15 mm, die Voll-PE-Version in 4 Stärken von 9–15 mm verfügbar. Die Voll-PE Version wird ebenfalls als rechte oder linke Variante vertrieben. Die Stärken variieren in drei Schritten von 7 mm, 9,5 mm auf 1,5 mm.

Implantationstechnik

Der Zugang zum Kniegelenk erfolgt durch eine minimal-invasive Schnittführung. Zur Resektion der tibialen Gelenksfläche kann eine extramedulläre Ausrichtung verwendet werden. Hierbei sollte ein posteriorer Neigungswinkel der tibialen Resektionsfläche von 3–5° gewählt werden. Die Ausrichtung der femoralen Komponente wird anhand eines „rotating and sizing guide“ festgelegt. Die femorale und die tibiale Komponente werden mit Knochenzement fixiert.

4.1.6.7 Endoplant – UC-PLUS Solution – unikondyläre Knieendoprothese (Abb. 4.8)

Die UC-PLUS Solution ist sowohl für den minimal-invasiven als auch für den konventionellen Zugang konzipiert. Beide Komponenten sind aus CoCrMo gefertigt.

Das femorale Implantat

Die Femurkomponente verfügt über eine Stärke von 4 mm. Femoralseitig sind zwei kurze anterior und mittig positionierte Zapfen und ein niedriger Verstärkungssteg positioniert. Beiderseits des Versteifungsstegs finden sich durchgehende Zementtaschen mit einer Tiefe von 1 mm. Das Femurimplantat steht in fünf verschiedenen Größen (2, 4, 6, 8 und 10 mm) zur Verfügung.

Das tibiale Implantat

Es stehen eine Voll-PE und eine „Metal-backed“-Tibiakomponente (Tibiaplateau aus CoCrMo und modularer Tibia-PE-Einsatz) jeweils für die linke und rechte Seite sowie medial und lateral zur Verfügung Die Tibiakomponente weist zum Knochen hin einen halbrunden Steg auf. Zur Verbesserung der Verankerung des Polyethylens auf dem Zement weist die Voll-PE-Tibiakomponente zusätzlich Zementnuten auf. Die PE-Gleitfläche ist vollkommen eben. Die Voll-PE-Version wird direkt mit Knochenzement auf die tibiale Komponente fixiert und kann in 5 verschiedenen Größen (40, 44, 48, 52, 56 mm) und Höhen (8, 10, 12, 14 und 16 mm) geliefert werden. Die „Metal-backed“-Variante steht in gleichen Größen zur Verfügung und wird mittels Schraube fixiert.

Implantationstechnik

Der Zugang zum Kniegelenk erfolgt durch eine konventionelle Schnittführung. Unter Zuhilfenahme einer extramedullären Ausrichtung kann die posteriore und seitliche Neigung zur Resektion der tibialen Gelenksfläche festgelegt werden. Die seitliche Ausrichtung der femoralen Komponente sowie die Rotation um die Femurlängsachse erfolgen manuell.

4.1.6.8 Link – Schlittenprothese Endomodell (Abb. 4.9)

Die Link-Schlittenprothese Endomodell ist eine Weiterentwicklung der Alloplastik Modell St. Georg. Die femorale und tibiale Komponente sind aus einer Chrom-Kobalt-Gusslegierung gefertigt.

Das femorale Implantat

Der sagittale polyzentrische Kurvenverlauf der femoralen Komponente ist dem Schlittenprothesenmodell St. Georg nachempfunden. Dagegen ist der transversale Radius des Implantates diskret abgeflacht. Die Rückfläche des femoralen Implantates ist mit einer oberflächenvergrößernden globulären Struktur versehen. Zusätzlich finden sich zwei Verankerungszapfen im anterioren und posterioren Anteil des Implantates. Die femorale Komponente wird in 4 Größen hergestellt.

Das tibiale Implantat

Das tibiale Implantat steht sowohl als Voll-PE als auch als „Metal-backed“-Version zur Verfügung. Die Unterseite der Metallunterlage ist ebenfalls mit der oberflächenvergrößernden globulären Struktur versehen. Zusätzlich befindet sich an der Unterseite eine Verankerungsrippe. Die tibiale Komponente wird in den Größen 45, 50 und 55 mm hergestellt. Bei den „Metal-backed“-Plateaus sind Größen für die Höhen 7, 9, 11 und 13 mm, bei den Voll-PE-Implantaten in den Höhen 11 und 13 mm verfügbar.

Implantationstechnik

Bei der Resektion der Tibiagleitfläche wird die Verwendung einer extramedullären Ausrichtung vorgeschlagen. Der Hersteller empfiehlt eine posteriore Neigung der Tibiakomponente von 6°. Die Ausrichtung der Femurkomponente erfolgt manuell. Die tibiale und femorale Komponente werden mit Knochenzement fixiert.

Zur Zeit wird vornehmlich der minimal-invasive Zugang zum Kniegelenk propagiert.

4.1.6.9 Smith & Nephew – Genesis – Uni (Abb. 4.10)

Das Genesis-Uni-Modell ist eine Weiterentwicklung der Modularserie von Marmor. Das Design und die Operationstechnik wurde durch P. Cartier konzipiert.

Das femorale Implantat

Die Femurkomponente wird aus einer Chrom-Kobalt-Gusslegierung gefertigt und imitiert typischerweise die Kondylenform des Femur. Die anteriore Kante ist abgeflacht. Auf der femoralen Seite befindet sich neben dem anterioren Verankerungszapfen ein sagittal ausgerichteter Antirotationskiel.

Das tibiale Implantat

Das tibiale Implantat steht sowohl als Voll-PE als auch als „Metal-backed“-Version zur Verfügung. Die Unterseite der Metallunterlage besitzt eine keramiksandgestrahlte Auflagefläche mit Zementrillen, einen medialen Fixationskiel und eine zylindrische Senkung zur Einbringung von Verankerungsschrauben (16 und 22 mm) oder Tibiadübeln. Die Tibiabasis ist diskret asymmetrisch gearbeitet steht jeweils in rechts-lateral/ links-lateral und rechts-medial/links-medial in jeweils 6 Größen zur Verfügung. Die PE-Onlays liegen jeweils in den Stärken 8, 9, 10, 12, und 15 mm vor. Die Voll-PE Variante wird zementiert, die „Metal-backed“-Version zementfrei fixiert.

Implantationstechnik

Zur Zeit findet noch vornehmlich der konventionelle Zugang zum Kniegelenk Verwendung. Eine speziell entwickelte minimal-invasive Operationstechnik unter dem Namen Accuris (Abb. 4.11) mit eigenem Instrumentarium ist derzeitig in Entwicklung und wird voraussichtlich in diesem Jahr zur Verfügung stehen. Zusätzlich ist auch eine Zirkonium-Beschichtung in Planung. Zur Resektion der Tibiagleitfläche wird eine extramedullären Ausrichtung verwendet. Eine posteriore Neigung der Tibiakomponente von 5–10° wird vorgeschlagen. Die Ausrichtung der Femurkomponente erfolgt anhand anatomischer Landmarks. Die Resektion der femoralen Oberfläche erfolgt mittels Femurfräser. Bei der minimal-invasiven Operationsmethode wird der Femurfräser auf die resezierte Tibia fest fixiert aufgebracht. Die Schneide des Fräsers ist femoral ausgerichtet. Zur Vorbereitung des femoralen Implantatlagers wird das Kniegelenk lediglich mehrfach durchgebeugt. Eine umständliche Ausrichtung der Femurkomponente entfällt. Das Instrumentarium erlaubt neben einer Inlay- und Onlaytechnik ein sog. „alternate reaming“.

4.1.6.10 Zimmer – M/G unikondyläres Knie (Abb. 4.12)

Das M/G unikondyläre Knie wurde in Zusammenarbeit mit Jo Miller und Jorge O. Galante sowie Mitarbeitern entwickelt. Das M.I.S-Instrumentarium („Minimal Invasive Solution“) steht vorwiegend für die minimal-invasive Operationstechnik zur Verfügung.

Das femorale Implantat

Das femorale Implantat entspricht der typischen Kondylenform und liegt in 7 verschiedenen Größen von 42–60 mm vor. Der ventrale Anteil ist etwas zugespitzt konfiguriert, um ein retropatellares Impingement zu vermeiden. Die mediolaterale Seite der Femurprothese ist runder und breiter gestaltet. Zusätzlich sind auf der femoralen Seite zwei abgewinkelte Zapfen positioniert. Die knochenseitige Implantatfläche ist mit PMMA-Zement vorbeschichtet.

Das tibiale Implantat

Die Tibiafixationsplatte ist in 5 verschiedenen Größen mit unterschiedlichen a/p und m/l-Ausmaßen als „Metal-backed“-Version erhältlich. Die zugehörige Tibiagleitfläche steht in 5 Höhen von 8–14 mm zur Verfügung. Die knochenseitige Implantatfläche weist neben zwei Verankerungszapfen und einer dreieckigen Verankerungsflosse die typische PMMA-Zementbeschichtung auf. Zusätzlich wird auch eine Voll-PE-Tibiafixationsplatte angeboten.

Implantationstechnik

Neben der konventionellen Operationstechnik steht mit dem M.I.S.-Instrumentarium auch eine minimal-invasive Lösung zur Verfügung. Die minimal-invasive Technik beginnt mit der Femurpräparation mittels intramedullärer Ausrichtung. Anschließend erfolgen die Resektion der distalen Femurkondyle und die Bestimmung der Femurgröße. Nach Abschließen der Femurpräparation wird die Tibiaresektion mittels extramedullärer Ausrichtung vorgenommen. Sowohl das femorale als auch das tibiale Implantat sind für die Zementfixation vorgesehen.

Eine Übersicht über die unikondylären Schlittenprothesen findet sich in Tab. 4.1.

Tab. 4.1 Auflistung der gängigen unikondylären Prothesentypen (ohne Anspruch auf Vollständigkeit)

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4.2 Patellofemorale Knieendoprothesen

Die Anwendung der isolierten femoropatellaren Endoprothetik wird insgesamt kontrovers diskutiert (Oberlander et al. 1998; Saleh et al. 2005; Lonner 2007). Während das peripatellare Schmerzsyndrom in der Praxis sehr häufig ist (Fulkerson 1994), ist doch die Ätiologie dieses Schmerzphänomens nicht immer evaluierbar (Fulkerson 1994; Dye 2005; Saleh et al. 2005). In den letzten Jahren zeigt sich zunehmend das patellofemorale Gelenk als Ursache für Beschwerden und degenerative Veränderungen (Davies et al. 2002).

4.2.1 Geschichtliche Entwicklung des patellofemoralen Gelenkersatzes

Erfahrungen mit dem isolierten patellofemoralen Gelenkersatz werden seit 1955 gemacht, es gibt immer wieder neue Entwicklungen. In den 1950er Jahren waren es zunächst McKeever (1955), die als erste über den patellofemoralen Gelenkersatz berichteten und dies als bessere Alternative zur Patellektomie oder zum reinen Patellashaving empfahlen (Krajca-Radcliffe und Coker 1996; Kooijman et al. 2003). McKeever entwickelte im Jahre 1955 einen Oberflächenersatz der Patella, dabei ließ er die Trochlea unbearbeitet.

1973 publizierte Levitt eine ähnliche Studie wie McKeever mit jedoch längerem Nachuntersuchungszeitraum. Seine Studie unterstützte McKeevers ursprüngliche Erfahrung, dass der patellare Gelenkersatz eine gute Alternative darstelle. Langzeiterfahrungen wurden später durch Pickett und Stoll mitgeteilt, die in 39 von 45 Patienten mit einer McKeever-Prothese ein gutes Ergebnis über 22 Jahre nach der initialen Implantation fanden (Krajca-Radcliffe und Coker 1996).

4.2.2 Traditionelle femoropatellare Endoprothesen

Schon früh wurden bei verschiedenen Prothesen sowohl ein Resurfacing der Patella als auch ein Trochlea-Gelenkersatz durchgeführt (Balzina et al. 1979; Lubinus 1979). Viele dieser älteren Designs hatten eine sehr tief ausgeformte Trochlea, die so konstruiert war, dass der Streckmechanismus sicher passiv geführt werden konnte.

1974 entwickelte Richards Medical das Bechtol-I-System, welches das Konzept des beidseitigen Resurfacing des patellofemoralen Gelenkes beinhaltete (Sisto und Sarin 2006) (Abb. 4.13). In der weiteren Folge wurde das verbesserte Modell Typ II im Jahre 1976 entwickelt. Das besondere Merkmal der Weiterentwicklung war die Fortführung der trochlearen Komponente bis in den interkondylären Notchbereich (Blazina et al. 2005). Eine Design-Änderung wurde von Blazina et al. in Form eines patellofemoralen Resurfacings publiziert (Kooijman et al. 2003).

In Zuge dieser Entwicklungen entstanden Implantate, die aus einem Patellarückflächenersatz aus Polyethylen und einer trochlearen Komponente mit einer Metalllegierung bestehen (Arciero und Toomey 1988; Krajca-Radcliffe und Coker 1996; Merchant 2004; Argenson et al. 2005; Sisto und Sarin 2006; Ackroyd et al. 2007). Bei isolierter patellofemoraler Arthrose und patellofemoralen Gelenkersatz besteht die Möglichkeit, die übrigen Gelenkanteile, insbesondere hinsichtlich ihrer Kinematik zu erhalten und so einen Oberflächenersatz des Gesamtgelenkes zeitlich hinauszuzögern (Saleh et al. 2005).

4.2.3 Moderne femoropatellare Endoprothesen

In den 1990er Jahren gab es eine Änderung der Entwicklung des femoropatellaren Gelenkersatzes. Hier wurde nur der ventrale Anteil des Femur oberflächlich reseziert, um eine relativ flache Trochlea zu implantieren. Die Idee war hierbei eher, durch ein Weichteilmanagement und durch eine Weichteilbalancing die Stabilität der Kniescheibe zu erhalten bzw. wieder zu gewinnen. Mit dieser Technik war es auch möglich, eine leichte Außenrotation der femoralen Komponente zu implementieren, was wiederum zu einer Verbesserung des Patellatrackings beitrug. Die Geometrie der femoralen Komponente ähnelte mehr dem eines Oberflächenersatzes in der modernen Endoprothetik.

4.2.4 Momentan verwendete femoropatellare Endoprothesen

Die Avon-Prothese wurde in Europa im letzten Jahrzehnt sehr häufig verwendet. Dieses Prothesendesign basiert auf einem symmetrischen Gleitlager in Anbindung an die Kinemax-Oberflächenersatzendoprothese. Da bei allen modernen Kniesystemen eine Rechts-Links-Variante vorlag, war es sinnvoll, ein solches Design auch beim femoropatellaren Gelenkersatz mit zu implementieren In diesem Jahrzehnt kamen dann unterschiedliche Trochleakomponenten mit einer Rechts-Links-Variante auf den Markt (FCV, Journey, Performance). Hiervon gibt es jedoch naturgemäß bisher nur kurz- bis mittelfristige Ergebnisse. Der Journey femoropatellare Gelenkersatz weist eine S-förmige Trochlea auf, die auf dem Genesis-Prinzip basiert. Hierdurch wird eine Verbesserung der Patellaführung erreicht. Dieses Implantat ist auch in einer Oxinium-Variante erhältlich, was eine verbesserte Tribologie mit Polyethylen-Komponente im Bereich der Patella erwarten lässt.

Aktuelle Entwicklungen beinhalten die individuell angepasste patellofemorale Arthroplastik, bei der anhand von Computertomographien und einer speziellen Software die Patienten direkt für sie hergestellte Prothesen erhalten. Eine Studie von Sisto mit einem Nachuntersuchungszeitraum von 73 Monaten macht es jedoch schwierig, die Überlegenheit dieser Methode zu belegen (Krajca-Radcliffe und Coker 1996, Sisto und Sarin 2006). Seit der Publikation von Blazina im Jahre 1979 werden unterschiedliche Erfolgsraten des femoropatellaren Gelenkersatzes beschrieben. Diese reichen von 44–90 % (Kooijman et al. 2003).

Aufgrund dieser sehr variablen Ergebnisse wird die Therapie der Femoropatellararthrose nach wie vor kontrovers diskutiert. Nicht wenige Operateure ersetzen sogar das gesamte Kniegelenk bei isolierter Femoropatellararthrose, um konsistentere Ergebnisse zu erreichen. Die Thematik bleibt nach wie vor, dass durch die sehr variablen Ergebnisse sich für den einzelnen Fall offensichtlich nicht sicher das klinische Ergebnis vorhersagen lässt.

4.2.5 Indikationen zum femoropatellaren Gelenkersatz

Mit zunehmendem Verständnis der Trochleadysplasie wird offensichtlich, dass die Hauptursache der femoropatellaren Arthrose bei Patienten mit nicht erkannter Trochleadysplasie zu sehen ist. Obwohl eine Femoropatellararthrose natürlich auch bei einer tibiofemoralen Arthrose als genereller Befall des Kniegelenkes mit eine Rolle spielen kann, hat es sich doch in den letzten Jahren gezeigt, dass bei einer normalen femoropatellaren Anatomie degenerative Veränderungen des Femoropatellargelenkes eher unwahrscheinlich sind (Merchant 1988).

In den meisten publizierten Patientenkollektiven spielt die laterale Facettenarthrose in Kombination mit Instabilität oder Mal-Tracking infolge einer Trochleadysplasie die entscheidende Rolle zur Indiktationsstellung eines femoropatellaren Gelenkersatzes. Besonders klar wurde dies nach der Beschreibung der Trochleadysplasie durch die Lyon-Gruppe (Dejour et al. 1990). Hendrix und Newman (2006) zeigten, dass im Jahr 2003 in 11 von 48 durchgeführten femoropatellaren Gelenkersätzen eine Trochleadysplasie diagnostiziert wurde. Bei mehr als 50 % einer Gruppe von 40 Patienten unter einem Alter von 55 mit einer isolierten Femoropatellar-Arthrose zeigte sich eine Trochleadysplasie . Die Diagnose wurde gestellt anhand eines positiven Crossingsigns in der lateralen Aufnahme (Hendrix und Newman 2006). Es hat sich gezeigt, dass Patienten mit einer Trochleadysplasie eine Vielzahl initialer Symptome aufweisen. Nur 2/3 hatten in der Vorgeschichte eine Patellaluxation (Kulkarni et al. 2008). Dejour et al. (1994) zeigten, dass 90 % der Knie mit einer luxierten Patella ein positives Crossingsign in der lateralen Röntgenaufnahme aufweisen. Diese Daten unterstreichen wiederum, dass die Trochleadysplasie der Hauptparameter für das Entstehen einer Femoropatellararthrose darstellt, wobei nicht immer in der Anamnese komplette Luxationen der Kniescheibe vorliegen müssen. In der Mehrzahl der Fälle wird es sich um Subluxationen aufgrund geänderter Biomechanik gehandelt haben (Utting et al. 2005).

Obwohl zweifelsfrei die Tochleadysplasie der hauptätiologische Faktor für die Entwicklung einer Femoropatellararthrose darstellt, können auch andere biomechanische Gründe eine Rolle für die Überlastung des femoropatellaren Gelenkknorpels spielen. Bereits vor vielen Jahren stellten Goodfellow et al. (1976) dar, dass die meisten Bereiche des patellaren Gelenkknorpels nur wenig Kontakt im Rahmen des Bewegungsablaufes haben. Auch Patellafrakturen stellen zweifelsfrei ein Risiko für eine Femoropatellararthrose dar, obwohl dieses Risiko zweifelsfrei überschätzt wird, da aufgrund des relativ dicken patellaren Knorpelüberzuges das Ausbilden einer Arthrose eher selten ist.

Das entscheidende Problem beim femoropatellaren Gelenkersatz ist es, tibiofemorale Arthroseprobleme auszuschließen. Bereits ab einem Arthrosegrad nach Kellgren Grad I besteht eine Kontraindikation für den isolierten femoropatellaren Gelenkersatz (Arciero und Toomey 1988; Argenson et al. 1995; Krajca-Radcliffe und Coker 1996; Mirjam de Winter et al. 2001; Kooijman et al. 2003; Leadbetter und Ragland 2005; Lonner 2007). Alle anderen Gelenkanteile außer den femoropatellaren müssen somit völlig intakt sein, dieses gilt in der Regel auch für den Kreuz- und Seitenbandapparat. Natürlich kann auch bei intakten femorotibialen Gelenkanteilen nach Implantation einer femoropatellaren Endoprothese im Laufe der Zeit eine tibiofemorale Arthrose entstehen, die weitere operative Maßnahmen notwendig machen kann (Arciero und Toomey 1988; Kooijman et al. 2003). Neben Kreuz- und Seitenbandanteilen müssen auch die Menisken intakt sein (Lonner 2007). Die Rahmenbedingungen machen deutlich, dass es in der Regel jüngere und mehr aktive Patienten sind, die Kandidaten darstellen. Das mittlere Alter der Patienten mit femoropatellarem Gelenkersatz bläuft sich auf etwa 50 Jahre (Krajca-Radcliffe und Coker 1996; Argenson et al. 2005; Lonner 2007). Viele dieser Patienten haben bereits eine lange Historie mit rezidivierenden Patellaluxation en, entsprechender Trochleadysplasie und sekundären Veränderungen oder auch posttraumatischen Veränderungen, insbesondere nach Patellafraktur (Argenson et al. 1995; Argenson et al. 2005).

Im Rahmen der klinischen Untersuchung ist es wichtig zu dokumentieren, dass der Schmerzbereich des Kniegelenkes das patellofemorale Gelenkkompartiment umfasst. Die reine Chondromalazie oder oberflächliche Knorpelschäden sind Kontraindikationen für einen femoropatellaren Gelenkersatz (Arciero und Toomey 1988, Argenson et al. 1995, de Winter et al. 2001). Gleichzeitig müssen alle Varus-Valgusdeformitäten oder rotatorischen Deformitäten bei der Implantation eines femoropatellaren Gelenkersatzes berücksichtigt werden (Leadbetter und Ragland 2005).

Ganz exakte Indikationskriterien für den femoropatellaren Gelenkersatz sind schwierig, da die Variabilität der Beschwerden sehr groß ist und auch ganz verschiedene Erkrankungsstadien differenziert werden müssen. In der Regel haben die Patienten eher einen anterioren Knieschmerz , der verstärkt wird durch das Treppensteigen. Eine intensive konservative Therapie sollte primär durchgeführt werden.

Indikationen für den femoropatellaren Gelenkersatz:

Erhebliche klinische Beschwerden und hoher Leidendruck
Versagen der konservativen Therapie
Radiologischer Nachweis einer schweren patellofemoralen Arthrose
Deutliche Femoropatellararthrose beim älteren Patienten
Laterale Femoropatellararthrose beim Patienten im mittlere Lebensalter
Keine tibiofemoralen Arthrosezeichen
Patient ohne Malalignement bzw. mit korrigiertem Malalignement
Kreuz- und Seitenbänder sowie Menisci sind intakt

Relative Indikation für den femoropatellaren Gelenkersatz

Gescheitertes Realignment-Operationen:
Jüngerer Patient im frühen Krankheitsstadium
Patellainstabilitäten in Kombination mit einer Femoropatellar-Arthrose, welche üblicherweise aufgrund einer Trochleadysplasie entstanden sind
Gescheiterte Patellektomie
Chronische Luxationen des Femoropatellar-Gelenkes mit gleichzeitiger Arthrose (Ackroyd et al. 2004; Hau und Newman 2008)
Posttraumatische Arthrose
Anhaltende Beschwerden nach einer Patellektomie
Anhaltende anteriore Knieschmerzen bei hinterer Kreuzbandinstabilität bei Vorliegen einer bikompartimentellen Arthrose in Kombination mit einem unikompartimentellen Kniegelenkersatz

Kontraindikation für den femoropatellaren Gelenkersatz

Patella baja (infera)
Patella alta
CRPS
Arthrodese
Achsfehlstellung
Fixes Streckdefizit
Eingeschränkte Flexion
Knorpelerkrankung im Frühstadium (vorderer Knieschmerz)

4.2.6 Präoperative Planung

Hier können 5 Schritte differenziert werden:

Diagnosestellung und Absicherung
Einschätzung der generellen Situation des Patienten. Hier gilt es ganz besonders wichtig, für den Patienten realistische Erwartungen für den Eingriff zu definieren und insbesondere Patienten mit psychologischen Auffälligkeiten auszuschließen (Walton und Newman 2008).
Vorbereiten des Patienten auf die Erfolgsaussichten und die Rehabilitationsphase. Obwohl der femoropatellare Gelenkersatz nur eine Teilprothese darstellt, ist der Rehabilitationsverlauf dennoch nicht zu unterschätzen. Die Patienten müssen auch darauf hingewiesen werden, dass das Kniegelenk nach der Operation nicht völlig normal ist und dass nach wie vor bei bestimmten Aktivitäten, insbesondere bei Sportarten Einschränkungen vorliegen werden.
Festlegung des Operationszuganges, insbesondere bei bereits vorbestehenden Narben sowie Festlegen des Procederes hinsichtlich eventuell weiterer operativer Maßnahmen.
Auswahl der Prothese

4.2.7 Postoperative Rehabilitation

Die postoperative Rehabilitation ist vergleichbar zur der eines Oberflächenersatzes im Bereich des Kniegelenkes. Hierzu zählen eine präoperative Antibiotikatherapie und Thromboseprophylaxe bis zur Vollbelastung. Von physiotherapeutischer Seite aus kann das Kniegelenk unmittelbar nach dem Eingriff mobilisiert werden, es kann eine Teilbelastung erfolgen. Der Progress der Rehabilitation hängt sehr ab von der Anzahl der Voroperationen und vom Kniestreckapparat im Speziellen. Eine CPM-Maschine kann mit Anwendung finden. Wichtiger sind jedoch aktive Maßnahmen, eventuell auch im Sinne eines Biofeedbacks zum möglichst raschen Auftrainieren der Muskulatur und zu einer möglichst raschen Wiederherstellung der intramuskulären Koordination.

4.2.8 Prothesendesigns

4.2.8.1 Smith & Nephew – PFJ

Bei dem PFJ-Implantat von Smith & Nephew handelt es sich um ein anatomisches und asymmetrisch geformtes Implantat (Abb. 4.14). Die posteriore Fixation erfolgt mit vier Zapfen in einem zementierten Lager. Die Geometrie der Trochlea ist angelehnt an die Genesis II-Prothese. Der laterale Kondylus ist leicht prominent. Insgesamt gibt es vier verschiedene Größen.

Designcharakteristika sind:

Breites Implantatbett
Anatomisch, asymmetrisch (rechts/links)
4 Größen
4-Zapfen-Fixierung
Lateralisierte Trochleagrube (S-Kurve)
Erhöhte laterale Flanke
Genesis-II-Trochlea-Geometrie
Passt zu allen Genesis-II-Patellen bzw. auch zur natürlichen Patella

4.2.8.2 Link – Lubinus-Prothese

Bei der Lubinus-Prothese der Firma Link handelt es sich um eine Metall-Kunststoff-Kombination (Abb. 4.15). Die Form wurde so gewählt, dass sie den üblichen Kniescheibengrößen und den Variationen der femoralen Gleitlager angepasst ist. Die femorale Komponente besteht aus einem nur einseitig verwendbaren, konkav gewölbten, dünnen Chrom-Kobalt-Implantat, das an der dem Knochen zugewandten Seite mit drei Zapfen mit Knochenzement verankert wird. Die Gleitschale ist nach lateral und kranial ausgezogen, um der stärkeren Belastung dieses Gelenkabschnittes und einer möglichen Patellainstabilität entgegen zu wirken. Die Polyethylen-Kniegescheibenkomponente ist mit drei runden Zentralzapfen, die konisch hintereinander gefräst sind, versehen. Die dem Gelenk zugewandten Seite ist leicht erhaben und findet eine Führung in der konkaven Femoralrinde. Die Ausrichtung der Patellaprothese erfolgt während des Einsetzens in den noch verformbaren Zement durch Artikulationsbewegungen. Hierdurch wird eine optimale Kongruenz der beiden Prothesenkomponenten angestrebt. Der Patellarückflächenersatz und das Patellagleitlager werden in drei verschiedenen Größen geliefert.

Der Trochleaersatz ist relativ schmal, es kommt zu einer starken Zwangsführung der Patella.

4.2.8.3 Biomet – Natural Knee, Vanguard (Abb. 4.16)

4.2.8.4 DePuy – PFJ (Abb. 4.17)

4.2.8.5 Zimmer – Gender Solutions Patello-Femoral Joint System (Abb. 4.18)

Das Zimmer-System hat geschlechtsspezifische Designeigenschaften, die die Firma Zimmer auf Grund Ihrer Erfahrung mit dem Gender-Knee gewonnen hat. Nach Aussage von Zimmer kann hiermit besser der Implantatbedarf gedeckt werden, der bei den Unterschieden weiblicher und männlicher Kniegelenke vorhanden sind. Für die kleinen Größen (1–4) stehen Implantate mit weiblichem Designcharakteristiken zur Verfügung. Beim größeren Implantat passt das Femurdesign zum Standardknie (Nexgen). Der dünnere anteriore Femurschild trägt dazu bei, ein Overstuffing sowie einen Implantatüberstand zu vermeiden. Dies soll für ein besseres Bewegungsausmaß sorgen. Ein vergrößerter Sulkuswinkel wird dem unterschiedlichen Q-Winkel bei der Patellaführung weiblicher und männlicher Kniegelenke gerecht. Die Implantation erfolgt mit einem geführten Fräs-System. Das Implantat besteht aus einer geschmiedeten Chrom-Kobalt-Legierung.

4.2.8.6 Arthrosurface – Wave (HemiCAP) (Abb. 4.19)

Die Wave-Prothese ist der kleinste Femoropatellar-Gelenkersatz auf dem Markt. Es handelt sich hierbei um eine reine Inlayprothese, die in das Femoropatellarlager hineingearbeitet wird. Das Implantat ist aus einer Kobalt-Chrom-Legierung gefertigt und besitzt eine Unterseitenbeschichtung.

4.2.8.7 Stryker – Avon (Abb. 4.20)

Das Design basierte auf der Knie-Totalprothese Kinemax Plus, die von P. Walker (1991) entwickelt wurde. Sie weist eine gute Patellofemoral-Kinematik auf und zeigt in Kontrollstudien einen sehr geringen Anteil an Patellofemoral-Komplikationen (< 0,3 %) (Harwin 1998; Black et al. 2001). Die Trochlea-Achse liegt auf einer Linie mit der mechanischen Achse des Beins und nicht mit der anatomischen Achse des Femurschafts. Daher wird keine anatomische Prothese für die rechte und linke Seite erforderlich.

Design-Kriterien: 1994
Gelenkflächen-Ersatz (minimale Knochenresektion)
Außenrotation der Femurkomponente
Breite Trochleafläche, keine Einschränkung in der Streckung
Erfasste und in der Flexion stabile Patella
Kongruente Artikulation über den gesamten Bereich
Verbesserte Patellofemoral-Führung in der mechanischen Achse
4 Komponentengrößen

Das Design zeichnet sich durch einen breiten symetrischen Trochleaersatz und eine geringe Zwangsführung aus. Die Präparation der Trochlea ist jedoch freihand.

4.2.9 Ergebnisse des femoropatellaren Gelenkersatzes

Die Ergebnisse des femoropatellaren Gelenkersatzes werden in der Literatur different diskutiert. Insgesamt sind die Veröffentlichungen gekennzeichnet durch relativ kleine Patientengruppen, die dann eventuell auch noch in der Autorenklinik behandelt wurden. Häufig sind die Gruppen auch nicht derart analysiert, dass man eine exakte Überlebensrate errechnen kann. Dennoch erlauben viele Statistiken zumindestens die Revisionsraten zu objektivieren (Arciero und Toomey 1988; Argenson et al. 1995; De Cloedt et al. 1999; Tauro et al. 2001; de Winter et al. 2001; Kooijman et al. 2003; Merchant 2004; Cartier et al. 2005; Ackroyd et al. 2007). Bei diesen Zahlen ist jedoch zu bedenken, dass ein Überleben des Implantates nicht immer mit einem klinischen Erfolg gleichzusetzen ist. Weiterhin ist zu bedenken, dass gerade beim femoropatellaren Gelenkersatz die Schwelle für eine Revisionsoperation eher gering angesehen wird und es danach dann häufig dennoch nicht zu einer Verbesserung der Patientensymptomatik kommt. Hierauf ist sicherlich auch zurückzuführen, dass die Überlebensraten eines reinen femoropatellaren Gelenkersatzes im Vergleich zu einem Oberflächenersatz am Kniegelenk deutlich niedriger sind. Bei einem Oberflächenersatz am Kniegelenk ist die Notwendigkeit für eine erneute Revision sicherlich eher deutlich höher. Es gibt drei Artikel (de Winter et al. 2001; Kooijman et al. 2003; Cartier et al. 2005), die Langzeitergebnisse mit der Richards-Prothese publiziert haben und durchaus über gute funktionelle Ergebnisse berichten. Die Autoren zeigen jedoch gleichzeitig eine relativ hohe Komplikationsrate auf, welche mit einer doch eher nicht akzeptabel hohen Zahl von Revisionsoperationen nach dem Gelenkersatz einhergingen; dieses schließt Patellektomien, ein Extensoren-Realignement-Prozedere, ein laterales Release sowie einen Wechsel auf eine Vollprothese mit ein. Am häufigsten sahen die Autoren offensichtlich den Progress hin zu einer tibiofemoralen Arthrose, insbesondere im Bereich des medialen Gelenkspaltes. Polyethylenabrieb und Lockerung der trochlearen Komponente stellten nur sehr selten ein klinisch relevantes Problem dar, obwohl die trochleare Komponente sehr tief war und eine hohe Konformität für die V-förmige Polyethylenkomponente der Patella vorlag. Ähnliche Probleme wurden berichtet bei einem 7-Jahres-Follow-up mit der Lubinus-Prothese, die ebenfalls eine sehr tiefe trochleare Komponente aufwies (Tauro et al. 2001). Trotz durchaus akzeptabler Kurzzeitergebnisse lag aufgrund dieser Erfahrungen die Überlebensrate nach 15 Jahren etwa im Bereich von nur 75 %.

Die Bristol-Kniegruppe berichtete 96 % über 5-Jahres-Ergebnisse mit den ersten 100 Avon-Prothesen mit einer exzellenten Schmerzreduktion (Merchant 2004), was eine deutliche Verbesserung im Vergleich zu den älteren Implantaten, wie beispielsweise die Lubinusprothese darstellte (Tauro et al. 2001). In einer weiteren Publikation werden über 400 Avon-Prothesen beschrieben mit einer Revisionsrate nach 10 Jahren von nur 8 %. Diese Prothesen wurden dann unmittelbar in einen Oberflächenersatz umgewandelt (Mulford et al. 2009) Die Hauptursache war wiederum der Progress in eine tibiofemorale Arthrose. Dies kann sowohl lateral als auch medial erfolgen (Nicol et al. 2006). Der Progress in eine femoropatellare Arthrose erfolgte jedoch deutlich seltener bei jüngeren Patienten, die aufgrund einer Trochleadysplasie operiert wurden (De Cloedt et al. 1999).

Seit der ersten Implantation der Avon-Prothese im September 1996 wird eine prospektive Studie zu ihren Ergebnissen durchgeführt. Es wurden 370 primäre Arthroplastien bei isolierter Patellofemoralarthritis und ausgeprägtem Knorpelschaden durchgeführt, die nicht auf eine konservative oder chirurgische Behandlung ansprachen. Mit dem Bristol-Knee-Index (Bach et al. 2002) wurden Schmerzen, allgemeine Patientenfunktionalität und kniespezifische Funktionalität dokumentiert. Daneben wurde der Melbourne-Patella-Index (Feller et al. 1996) verwendet, der speziell Informationen über die Patellofemoralfunktion aufzeichnet. Die Patienten wurden zudem anhand des Oxford-Knee-Index (Dawson et al. 1998) bewertet, einem krankheitsspezifischen, vollständig von Patienten validierten Bewertungssystem. In jüngster Zeit wurde auch der WOMAC-12-Index (Whitehouse et al. 2003) eingesetzt.

Die Patienten wurden nach 8 Monaten, 2 Jahren, 5 Jahren und 8 Jahren untersucht, weitere Kontrollen erfolgen nach 10, 12 und 15 Jahren. Die durchschnittliche Bewertung wird für alle untersuchten Patienten aufgezeichnet, mit Ausnahme derjenigen, die aufgrund von Tod oder Revision ausfallen. Die Durchschnittsergebnisse haben sich nach 2 Jahren und 5 Jahren um 50 % verbessert. Nach 5 und 8 Jahren wurden 113 Kniee revidiert, der Punktedurchschnitt blieb mit einer leichten Verbesserung zufriedenstellend. Eine interessante Feststellung besteht darin, dass die durchschnittliche Bewertung für alle Abschlussmaßnahmen über den Kontrollzeitraum von 8 Jahren bemerkenswert gleichbleibend ist. Bei einer steigenden Anzahl von Patienten, die in die Studie aufgenommen wurden, waren keine Änderungen in den Durchschnittsergebnissen zu verzeichnen. Dies scheint ein Anzeichen für konstante Leistungen der Arthroplastik zu sein. Anfänglich wurden die meisten Eingriffe vom leitenden Autor durchgeführt, der Test wurde jedoch mittlerweile auf 10 verschiedene Chirurgen, von denen einige als Assistenzärzte tätig sind, erheblich ausgeweitet (Tab. 4.2) (Feller et al. 1996; Ackroyd und Newman 2001, 2005).

Tab. 4.2 Überlebensrate von femoropatellarem Gelenkersatz

Full size table

4.2.10 Probleme beim femoropatellaren Gelenkersatz

Technisch besonders schwierig ist das Alignment bei femoropatellaren Alloarthroplastiken einzuschätzen. Häufig entstehen dadurch auch revisionsbedürftige Situationen (Krajca-Radcliffe und Coker 1996; de Winter et al. 2001; Tauro et al. 2001; Kooijman et al. 2003). Die Revision einer derartigen Prothese und der Wechsel in eine Vollprothese ist technisch dann jedoch auch gut ausführbar (de Winter et al. 2001; Tauro et al. 2001; Smith et al. 2002; Kooijman et al. 2003; Argenson et al. 2005; Cartier et al. 2005). Sichere Angaben über die Revisionshäufigkeit gibt es nicht. Es zeigt sich jedoch, dass gerade bei patellaren Instabilitäten und Malalignmentsituationen häufig ein femoropatellarer Gelenkersatz zur Revision ansteht (Arciero und Toomey 1988; Krajca-Radcliffe und Coker 1996; Tauro et al. 2001; Smith et al. 2002; Argenson et al. 2005), wobei in neueren Publikationen mit zunehmender Beachtung der Weichteilführung der Patella die Revisionshäufigkeit scheinbar etwas abnimmt (Cartier et al. 2005; Sisto und Sarin 2006; Ackroyd et al. 2007).

Ein spezifisches Problem beim femoropatellaren Gelenkersatz stellt das Anheben der Trochleagrube dar; hier resultiert ein zu hoher Anpressdruck im PF-Gelenk. Ein weiteres spezifisches Problem stellen keine oder zu wenig Außenrotation dar, da die laterale Anhebung der anterioren Flanke einen ordentlichen Patellalauf reduziert und den Anpressdruck erhöht.

Die Komplikationen sind ansonsten vergleichbar mit einem traditionellen Oberflächenersatz im Bereich des Kniegelenkes. Falls ein laterales Release notwendig wurde, ist das Risiko einer postoperativen Blutung immer immanent vorhanden. Mit den modernen Designs, insbesondere bei einer leichten Außenrotation der femoralen Komponente, ist die Notwendigkeit eines lateralen Releases jedoch ausgesprochen selten. Unter diesem Aspekt ist es auch eventuell sinnvoll, den Eingriff ohne Blutsperre durchzuführen. Hierdurch ist auch eine bessere Weichteilbalancierung zu erreichen. Eines der Hauptprobleme stellt die nicht gute Führung der Patella dar, so dass auch nach dem Eingriff noch ein Maltracking vorliegt. Im Zweifelsfall muss eventuell nochmals eine Computertomographie durchgeführt werden, um die Komponentenplatzierung zu objektivieren (Mulford et al. 2009).

4.3 Bikompartimentelle Knieendoporthesen

Nicht selten findet sich neben einer medialen Arthrose auch eine Retropatellararthrose. Die Häufigkeit dieser bikompartimentellen Arthrose wird in der Regel unterschätzt. 2002 beschrieb Davis im Rahmen einer radiologischen Untersuchung an 206 Knien bei 174 Patienten über 40 Jahren radiologische Arthrosezeichen, wobei die häufigste Kombination im Bereich der medialen und patellofemoralen Arthrose lag.

Eigene Untersuchungen (Jerosch et al. 2009) zeigten bei endoprothetischen Versorgungen/Kniegelenken ein Verteilungsmuster der IV.-gradigen Arthrose in 71 % im medialen Kompartiment und 32 % im femoropatellaren Kompartiment, wohin dagegen 36 % im lateralen Kompartiment eine Arthrose aufwiesen. Die überwiegende Mehrzahl der Patienten hatte somit einen medialen und patellofemoralen Gelenkbefall mit noch intaktem lateralen Kompartiment. In der gleichen Studie zeigte sich in unserem Kollektiv bei 78 % der Patienten noch ein suffizientes vorderes Kreuzband.

Die Verwendung einer Standard-Knieendoprothese führt in einem solchen Fall zum Verlust des vorderen Kreuzbandes in seiner mechanischen, aber auch in seiner sensomotorischen Funktion sowie auch gleichzeitig zum Verlust des noch intakten Gelenkknorpels auf der lateralen Seite. Verschiedene Autoren unterstreichen die Problematik des Verlustes des vorderen Kreuzbandes hinsichtlich der Kniegelenkkinematik (Dennis 2003; Nobel 2005). Es kommt zu einer sog. paradoxen anterioren femoralen Translation, bei welcher der klassische obere Gleitmechanismus, insbesondere im lateralen Gelenkkompartiment aufgehoben wird und es so zu einer reziproken Translation nun überwiegend im medialen Gelenkkompartiment aufgrund des Verlustes des vorderen Kreuzbandes kommt.

Daneben wird durch den Verlust des vorderen Kreuzbandes auch die Schlussrotation des Kniegelenkes erheblich gestört. Die notwendige Innenrotation der Tibia bei zunehmender Beugung erfolgt nicht mehr und schränkt somit die Fähigkeit der tiefen Beugung ein. Des Weiteren führt der gestörte posteriore Gleitmechanismus zu einer deutlichen Reduzierung der Effizienz des Kniestreckapparates; dies führt wieder zum Risiko der Überlastung der Patella mit nachfolgendem peripatellaren Schmerzsyndrom . Hieraus resultiert, dass es auch zu einer erhöhten Belastung der Streckmuskulatur beim Kreuzband-insuffizienten Kniegelenk kommt. Neben den rein mechanischen Faktoren spielen natürlich auch sensomotorische Störungen eine entscheidende Rolle. Die Entfernung des vorderen Kreuzbandes führt sekundär zu einer Beeinflussung der Muskelspannung der kniegelenkübergreifenden Muskulatur.

Bereits seit den 1980er Jahren ist bekannt, dass propriorezeptive Formationen aus den Kreuzbändern in den Körper gelangen (Halata et al. 1999). Gómez-Barrena et al. (1996) konnten einen axionalen Transport von Neurotransmittern vom Kreuzband in das Spinalganglion nachweisen. Schon davor postulierten Solomonow et al. (1987) eine Synergie zwischen vorderem Kreuzband und den Kniebeugern. Hierbei zeigt sich ein Reflex I. Grades durch die vorderen Kreuzbandrezeptoren, des Weiteren ein Reflex II. Grades durch die Muskel- und Kapselrezeptoren.

Die mechanische Belastung des vorderen Kreuzbandes führt zu positiven Ausschlägen im EMG (Elektromyogramm) der Kniebeuger (Miyatsu et al. 1993). Eine EMG-Antwort der Kniebeuger und der Semitendinosussehne bei elektrischer Stimulation des vorderen Kreuzbandes nach 50–380 ms kann durch eine Lokalanästhesie blockiert werden (Tsuda et al. 2001).

Man muss somit davon ausgehen, dass das Kreuzband mit seinen Mechalrezeptoren als intraartikulärer Sensor anzusehen ist, welcher in der Lage ist, mechanische Belastungen in afferente Impulse umzuwandeln. Hierbei kommt es offensichtlich zu einem sog. „Feed-forward“-Mechanismus, da ein direkter Reflexmechanismus nicht schnell genug ist, um Spitzenbelastungen beispielsweise beim Valgusstress im Zuge eines Unfalls früh genug zu kompensieren. Bei einem derartigen Mechanismus treten Maximalbelastungen bereits nach 40–70 ms auf (Kannus et al. 1992).

Der oben genannte Reflex ist jedoch nicht schnell genug, wenn er erst mit der Belastung einsetzt. Johansson (1991) zeigte den oben genannten „Feed-forward“-Mechanismus auf, der über einen Gamma-Motor-Neuronen-Mechanismus zu einer Tonuserhöhung der kniegelenkübergreifenden Muskulatur führt. In der sportmedizinischen Literatur ist der Verlust der Propriozeption im Rahmen von Kreuzbandverletzungen bekannt. Hierbei kommt es jedoch nicht nur zu einem unilateralen Defizit, sondern bei Ruptur des vorderen Kreuzbandes auch zu einem bilateralen propriozeptiven Defizit (Jerosch et al. 1998).

Klinisch zeigt sich somit bei Patienten mit einer vorderen Kreuzbandruptur eine erhebliche Beeinträchtigung der Sensomotorik der Betroffenen, aber auch der kontralateralen Seite. Die Frage, ob eine Defizienz des vorderen Kreuzbandes einen Einfluss auf die Funktion bei kniealloarthoplastischen Gelenkersatz hat, wurde bisher nur wenig in der Literatur diskutiert. Fuchs et al. (2003) untersuchten die propriozeptive Fähigkeit vom Patienten nach bilateraler Schlittenimplantation. Sie zeigten auf, dass Patienten nach Knieendoprothesenersatz mit Erhalt der intraartikulären Strukturen eine vergleichbare Propriozeption aufweisen, wie gesunde altersgemischte Probanden. Stiehl et al. (2000a) führten in vivo Untersuchungen in Form von belasteten, fluoroskopischen, klimatischen Analysen in einem dreidimensionalen Computermodell durch. Sie verglichen hierbei 16 Patienten, die jeweils das vordere und hintere Kreuzband erhalten hatten, mit 6 Prothesen, bei denen nur das hintere Kreuzband stehen blieb. Die Autoren zeigten, dass die hinteren Kreuzband erhaltenen Prothesen in jeder Studie die schlechteste Kinematik aufwiesen.

Komistek et al. (2003) verglichen 15 Patienten mit einer das vordere Kreuzband erhaltenen Prothese mit 15 Patienten, bei dem nur das hintere Kreuzband erhalten wurde. Sie konstatierten, dass Patienten mit Erhalt des vorderen Kreuzbandes ein kinematisches Muster aufweisen, das deutlich ähnlicher einem normalen Kniegelenk war, als bei den Patienten, bei denen nur das hintere Kreuzband erhalten wurde.

Moro-oka et al. (2007) verglichen die Kinematik bei Patienten mit alloarthroplastischen Gelenkersatz bei Erhalt des vorderen und hinteren Kreuzbandes mit Fällen mit nur Reinerhalt des hinteren Kreuzbandes. Sie zeigten, dass der Erhalt beider Kreuzbänder eine grundlegende Eigenschaft für die normale Kinematik darstellte.

Der Verlust des vorderen Kreuzbandes ist bei Gonarthrosepatienten vielfach dokumentiert (Engh und Ammeren 2004). Hierbei wird jedoch nicht immer klar, ob zuerst eine vordere Kreuzbandverletzung vorlag und es dann zur Arthrose kam oder ob ein intaktes Kreuzband durch mechanische oder entzündliche Faktoren im Rahmen der Arthrose zerstört wird.

Es ist somit auch nicht verwunderlich, dass bei Patienten mit einer Totalendoprothese deutliche Einschränkungen in der Ganganalyse zu verzeichnen sind; dieses gilt hinsichtlich der Reduktion der Ganggeschwindigkeit, der Schrittlänge und der maximalen Beugung während der Stand- und Schwungphase; insbesondere zeigt sich eine Flexionsinstabilität im Sinne eines abnormen Wegknickens besonders beim Bergab- bzw. Treppaufsteigen (Dorr et al. 1988).

Daneben konnte in einer Osteoarthrosestudie der Universität Ulm im Jahre 2005 nachgewiesen werden, dass sportliche Aktivitäten von endoprothetisch versorgten Kniegelenken eher abnahmen (von 42 % vor der Operation auf 34 % nach der Operation). Eine Vielzahl der Patienten waren hinsichtlich ihrer Erwartungshaltung eher enttäuscht. In anderen Untersuchungen zeigte sich ein hohes Maß an Patientenunzufriedenheit aufgrund persistierender Schmerzen bis zu 25 %. In einer Erhebung der Gmündener Ersatzkasse im Jahr 2005 waren sogar 55 % der Patienten unzufrieden.

Bereits seit den 1990er Jahren wurde vereinzelt und hier dann speziell in Frankreich und Italien versucht, bei bikompartimentellen Kniegelenksarthrosen eine Totalendoprothese zu vermeiden, um insbesondere auch die hinteren Kreuzbänder zu erhalten. Aubaniac und Argenson kombinierten eine mediale Schlittenendoprothese mit einem femoropatellaren Gelenkersatz. Ein vergleichbares Konzept wurde von Cartier in Frankreich und Romagnoli in Italien in größeren Zahlen angewendet.

2008 publizierte Argenson 15-Jahresergebnisse mit diesem Konzept und berichtete eine Überlebensrate von 54 %. Die zu diesem Zeitpunkt noch unbefriedigenden Standzeiten für die Überlebensraten wurden auf die teilweise nicht ausreichenden Prothesendesigns, insbesondere im patellofemoralen Gelenkanteil zurückgeführt. Gleichzeitig wurde aber auch damals darauf hingewiesen, dass die Operationstechnik anspruchsvoll sei.

2003 begann die Entwicklung einer Knieendoprothese, bei der die patellofemorale und die mediale Komponente durch die Firma Smith & Nephew komplett in einem Implantat zusammengefasst wurden. Die Einführung in den Markt begann im Februar 2007 zunächst in den USA, dann im Oktober 2007 in Europa. Das femorale Prothesendesign beinhaltet sechs Größen, die im a. p.-Durchmesser von Größe zu Größe um 3,5 mm differieren. Die posteriore Kondyle ist symmetrisch geformt, um eine entsprechende Artikulation mit dem flachen Tibiadesign zu ermöglichen (Flat-und-Flat-Prinzip; Abb. 4.21). Die Femurkondylen wurden sowohl in Chrom-Kobalt als auch in Oxynium ausgeliefert. Auf der tibialen Seite gab es eine „Metal-backed“-Variante mit Inlay-Dicken zwischen 8 und 11 mm sowie einer All-Poly-Variante mit Dicken von 8, 9, 10 und 11 mm. Weiterhin sind sechs verschiedene Tibiagrößen verfügbar, wobei diese alle modular mit sämtlichen femoralen Größen aufgrund der Flat- und Flat-Geometrie kombiniert werden konnten.

Initial wurden sehr günstige Ergebnisse berichten; so publizierte einer der Autoren der Prothese, Lindsay Rolston, im Jahre 2009 über 400 implantierte Knieendoprothesen innerhalb von 43 Monaten. Es wurden insgesamt 15 relevante Komplikationen (3,8 %) und 4 Komplettrevisionen (1,3 %) beschrieben. Im Einzelnen handelt es sich hierbei um drei Mobilisationen, eine Re-Operation wegen eines abgebrochenen Schraubenpins, eine Re-Operation wegen eines ausgeprägten Hämarthros, insgesamt drei Revisionen wegen Infekt (1 Frühinfekt, 2 Low-grade-Infekte), eine gebrochene Allpoly-Tibia mit einer Höhe von 7 mm, eine arthroskopische Revision aufgrund eines Außenmeniskusrisses, Einbruch eines „Metal-backed“-Plateaus bei einem Gewicht des Patienten von über 200 kg, ein gelockerter Patella-Rückflächen-Ersatz, eine Revision aufgrund mechanischer Probleme mit dem Einklickmechanismus des Polyethylens an der Tibiabasisplatte.

Letztendlich lag eine implantatbedingte Revisionsprotrusion von 2,1 % vor. Das durchschnittliche Alter der Patienten betrug in diesem Kollektiv 65,5 Jahre. Der KSSKS konnte von präoperativ 55 Punkte auf 87 Punkte ein Jahr nach dem Eingriff angehoben werden. Die durchschnittliche Beugefähigkeit der Kniegelenke betrug 124°.

Auf eine persistierende peripatellare Schmerzsymptomatik bzw. einen vorderen Knieschmerz wurde von Tria (2009) frühzeitig hingewiesen. Bei seinen ersten 42 Implantationen einer bikompartimentellen Knieprothese kam es bei 10 Patienten zu anhaltenden vorderen Knieschmerzen, welche korrespondierten mit einer fehlerhaften Positionierung der Rotation der femoralen Komponente. Die adäquate Einstellung der femoralen Rotation wurde in den ersten Jahren unterschätzt und basierte seinerzeit vor allen Dingen darauf, dass in der Femurkomponente der Deuce-Prothese keine 3° Außenrotation wie bei der Femurvollprothese Genesis II im Implantat berücksichtigt wurde.

Bei ganganalytischen Untersuchungen zeigte sich ein identischer Gang des mit einer Deuce-Prothese versorgten Kniegelenkes und einem gesunden Knie aus der Kontrollgruppe (Wang et al. 2009). In der bimechanischen Studie publizierte Rolston 2009, dass die mechanische Beinachse bei 187 Patienten in 95 % der Fälle wiederhergestellt werden konnte, wenn keine extraartikuläre Varusdeformität von mehr als 6° vorlag. Bei einigen klinischen Arbeiten bis zum Dezember 2009 zeigte sich als eines der Hauptprobleme die „Metal-backed“-Tibiabasis, welches aufgrund des Metallanteils bei sehr schwergewichtigen Patienten mit einem hohen BMI besonders in der nordamerikanischen Population zu insgesamt vier dokumentierten Brüchen führte. Aus diesem Grund wurde die Tibiabasis zunächst aus dem Markt genommen, dann seit dem 4. Quartal 2010 in einer neuen verstärkten Form wieder angeboten. Parallel kam es zu einer verstärkten All-Poly-Variante.

Als weiterer kritischer Punkt zeigte sich im Rahmen der Operationstechnik die Einstellung der Rotation der femoralen Komponente. Ein weiterer Nachteil war das beim europäischen Patientengut, die Relation von mediolateralem Durchmesser zum a. p.-Durchmesser nicht immer zufriedenstellend war (Abb. 4.22). Dies stellte hohe Anforderungen an den Operateur, um hier bei einer vorgegebenen Anatomie die optimale Prothesenanpassung zu realisieren.

Insgesamt ist es aufgrund der hier dargestellten Probleme um dieses Konzept der bikompartimentellen Prothese wieder etwas ruhig geworden, obwohl es sicherlich aus biomechanischer und vor allen Dingen aus neurophysiologischer Sicht sehr vielversprechend ist.

4.4 Kreuzbanderhaltende Knieendoprothesen

4.4.1 Kreuzband erhalten, hinteres Kreuzband ersetzen

Die Frage, ob ein Kreuzband erhaltendes oder Kreuzband ersetzendes Implantat zu favorisieren ist, wird im klinischen Alltag in Nordamerika völlig anders behandelt als im deutschsprachigen Raum. Während hierzulande noch in einer großen Anzahl das hintere Kreuzband erhaltende Designs verwendet werden, ist dies im nordamerikanischen Sprachraum eher selten der Fall. Mögliche Erklärungen liegen hier weniger im wissenschaftlichen Bereich, sondern möglicherweise eher nahe, dass in Nordamerika mehr Prothesen von einem Operateur implantiert werden, die sehr wenige Fallzahlen im Jahr aufweisen und diesen Operateuren die sorgfältige Weichteilbalancierung eher schwerer fällt, die ein hinteres Kreuzband erhaltendes Design notwendig macht.

Die wissenschaftliche Datenlage erlaubt hier keine sichere Aussage in die eine oder andere Richtung.

Shoji et al. (1994) untersuchten Patienten, die bilateral mit einer Knieprothese versorgt wurden, hierbei wurden auf der einen Seite das hintere Kreuzband entfernt, auf der anderen Seite erhalten. Neben dem Hospital for Special Surgery Knee Revelation Score testeten die Autoren seinerzeit auch die Möglichkeit, die Treppenstufen zu bewältigen. Während der Knie-Score keinerlei Unterschiede zwischen beiden Gruppen zeigte, beim Treppensteigen bevorzugten die Patienten jedoch das Knie, welches das hintere Kreuzband noch erhalten hatte.

In der biomechanischen Studie untersuchten Mahoney et al. (1994) die Funktion des hinteren Kreuzbandes nach knieendoprothetischen Ersatz an 8 Präparaten. Die Untersuchungen wurden an den Präparaten jeweils vor Implantation der Knieendoprothese mit durchtrenntem vorderen Kreuzband mit hinteren Kreuzband erhaltenen Prothesen, mit hinteren Kreuzband resezierenden Prothesen und mit posteriostabilisierten Implantaten.

Eine normale Spannung des hinteren Kreuzbandes war nur in 37 % der Versuche nach Implantation einer kreuzbanderhaltenen Prothese nachweisbar. Der normale „Roll-back“-Mechanismus verringerte sich durchschnittlich um 36 % und war gleichzeitig mit einem 15%igen Verlust der Streckkraft verbunden. Mit Exzision des hinteren Kreuzbandes kam es zu einem Verlust des roll back-Mechanismus in 70 % mit einem 19%igen Effektivitätsverlust der Kniestrecker.

Eine kreuzbandersetzende Prothese (posteriore stabilisierte Prothese) führte zu einem 12%igen Verlust des roll back und nur einem 11%igen Verlust der Extensionseffektivität. Auch Banks et al. (1997) untersuchten die In-vivo-Kinematik kreuzbanderhaltender und kreuzbandersetzender Prothesen. Sie verglichen konventionelle Knieprothesen mit einen normalem Design und Erhalt des ligamentären Ansatzes des hinteren Kreuzbandes mit Prothesen, bei den der knöcherne Ansatz des hinteren Kreuzbandes gelöst wurden, und mit einer dritten Gruppe, Prothesen, die eine erhöhte Konformität und einem posterioren CAM zum Ersatz des hinteren Kreuzbandes aufwiesen. Die geringsten kinematischen Abweichungen zeigten die Präparate in Gruppe 3.

Huang et al. (1998) verglichen die Muskelkraft bei posterior kreuzbanderhaltenen mit inverses posterioren kreuzbandersetzenden Knieendoprothesen. Diese Autoren zeigten hinsichtlich der Beuger- zu Streckerrelationen keine signifikanten Unterschiede zwischen allen Prothesendesigns, selbst nach einem Follow-up von 6–13 Jahren.

Nelissen und Hogendoorn (2001) untersuchten histopathologisch das hintere Kreuzband bei Arthrose und Rheumapatienten. Die Autoren fanden extensive funktionelle Defizite in allen hinteren Kreuzbändern bei erheblicher Arthrose und schlossen hieraus, dass ein Erhalt des hinteren Kreuzbandes aus feingeweblichen Überlegungen nicht gerechtfertigt sei.

Stiehl et al. (2000) untersuchten den Einfluss des hinteren Kreuzbandes bei „Mobile-bearing“-Knieendoprothesen. Die Autoren schlussfolgerten aufgrund ihrer Ergebnisse, dass die Kinematik und das Bewegungsausmaß unter Belastung bei Kreuzband erhaltenden und resezierenden Prothesen gleich seien.

Im Jahre 2005 publizierten Jacobs et al. einen Cochrane-Report über die Frage, ob das hintere Kreuzband erhalten oder ersetzt werden sollte. Die Autoren schlussfolgerten in ihrer Zusammenfassung, dass momentan noch keine ausreichende Datenbasis vorliegen würde, das eine oder andere endoprothetische Design zu empfehlen. Sie hielten fest, dass die Technik des Kreuzbanderhaltes schwierig sei und hierzu unbedingt eine sorgfältige Weichteilbalancierung notwendig würde.

Abuthnot et al. (2011) beschäftigten sich mit der Dysfunktion des hinteren Kreuzbandes nach Knieendoprothesen. Sie untersuchten klinisch 232 Kniegelenke, bei denen etwa ein posterior stabilisiertes oder ein Kreuzband erhaltendes Implantat verwendet wurde. Es wurden klinisch die AP-Laxität sowie die posteriore Schublade mit einem Arthrometer untersucht. Die Autoren schlussfolgerten, dass die posterior stabilisierten Knieprothesen ein vorhersagbares Outcome hinsichtlich des posterioren Zweck und der Flexion erlauben als die Kreuzband erhaltenden.

Auf ein operationstechnisches Problem wiesen Matziolis und Mitarbeiter hin (Matziolis et al. 2012). Die Autoren zeigten, dass, unabhängig vom Geschlecht, eine anatomische Resektion der Tbia zu einer Entfernung eines erheblichen Anteiles der tibialen Insertion des hinteren Kreuzbandes führt. Sie empfahlen deshalb einen Knochenblock auszusparen, wenn das hintere Kreuzband erhalten werden soll. Dieser Effekt wird noch prononciert bei Sägeschnitten mit einem posterioren Slope.

Die Frage von Mechanorezeptoren im hinteren Kreuzband wurde von Zhang und Mihalko (2012) beleuchtet. Diese Autoren fanden entsprechende sensible Strukturen im hinteren Kreuzband sowohl vor als auch nach der Implantation im Rahmen von Revisionsoperationen.

4.4.2 „Mobile bearing“

Beim Prinzip des Oberflächenersatzes ergibt sich zwangsläufig das Problem, dass eine gute Mobilität des Kniegelenkes durch klein gehaltene Kontaktflächen mit einer erhöhten Polyethylenbelastung erkauft wird (Abb. 4.24). Aus einer geringen Kontaktfläche resultiert somit eine punktuell hohe Druckbelastung, die sich unmittelbar unter der Oberfläche des UHMWPE manifestiert. Hiermit kombiniert treten radiär ausgehende Zugbelastungen auf, welche sich bei Bewegung auf eine unendliche Kette von Punkten ausdehnen. Beim Überschreiten einer kritischen Dauerbeanspruchung kommt es unterhalb der Polyethylenoberfläche zu kleinen Einrissen (sog. „cracks“), die bei fortbestehender Belastung konfluieren und schließlich in Aufbrüche der Oberfläche (sog. Pitformation) münden.

Eine erhöhte Kongruenz bedeutet andererseits jedoch eine zunehmende Übertragung von Rotations- und Scherkräften auf das Verankerungslager am Tibiakopf (Abb. 4.25) mit der Gefahr der frühzeitigen Prothesenlockerung .

Das Konzept der „Low-contact-Stress-(LCS-)-Knieendoprothese“ versuchte, die Nachteile dieser hohen Lagerkongruenz sowie die mögliche Zwangsführung des erhaltenen Bandapparates als eine der ersten Designs zu vermeiden. Hier wurden kongruente Polyethylenlager sowohl in der femorotibialen als auch der femoropatellaren Artikulation eingepasst (Abb. 4.26). Aufgrund dieser Konstruktionsprinzipien wies das LCS-Knie prinzipiell die Freiheitsgrade des physiologischen Gelenkes auf. Schlepkow (1992) konnte nachweisen, dass auch diese Kinematik der eines natürlichen Gelenkes relativ nahe kommt. Gute Langzeitergebnisse wurden in der Literatur berichtet (Buechel und Pappas 1990). Dieses Prothesensystem deckte den Bereich des uni- und bikondylären Ersates ab. Eine Erhaltung beider Kreuzbänder ist zwar möglich, durchgesetzt hat sich jedoch die Version für den Erhalt lediglich des hinteren Kreuzbandes. Muss auch letzteres geopfert werden, so liegt auch eine Implantatversion mit rotierender Plattform vor.

Auch in neuerer Zeit ist diese Frage erneut beleuchtet worden. So vergleichen Bistolfi et al. (2013) ebenfalls „fixed bearing“ versus „mobile bearing“ bei einer mittleren Nachuntersuchungszeit von 116 Monaten. Die Autoren fanden keinen klinisch relevanten Unterschied zwischen beiden Systemen.

Auch Luna et al. (2010) verglichen „Mobile- und „Fixed-bearing“-Systeme bei mehr als 300 Patienten. 136 Patienten erhielten eine All-Poly-Tibiakomponente, 176 eine rotierende Plattform. Die Ergebnisse wurden mit einem Minimum-Follow-up von zwei Jahren nachuntersucht. Es waren bei beiden Gruppen signifikante Verbesserungen in der Beweglichkeit und im CSS-Clinical-Score zu verzeichnen. Die rotierende Plattform hatte jedoch keinen signifikanten klinischen Vorteil gegenüber der All-Poly-Tibiakomponente.

Post und Mitarbeiter (Post et al. 2010) führten ein ausgiebiges Literaturreview zur Frage durch, ob „mobile bearing“ oder „fixed bearing“ zu einer besseren Überlebensrate, einer besseren klinischen Funktion oder wenigstens zu einem besseren subjektiven Ergebnis der Patienten führt. Die Autoren konnten keine Unterschiede, auch und insbesondere bei Langzeituntersuchungen zwischen 12 und 23 Jahren, nachweisen. Die Kinematik zeigte keine signifikant unterschiedliche Rotation, Flexion und Extension. Es ergab sich ebenfalls kein Unterschied hinsichtlich des Bewegungsausmaßes und der Überlebensrate dieser Kniegelenke.

4.5 Kreuzbandersetzenden Prothesen

Knieprothesentypen, die das hintere Kreuzband substituieren, weisen einige theoretische Vorteile gegenüber Implantaten auf, bei denen das hintere Kreuzband ersatzlos entfernt wird (Kim et al. 1993). Ein Schaft im Bereich der Eminentia intercondylaris auf der Tibiakomponente verhindert eine Subluxation der Tibia nach dorsal und sichert einen konstanten Kontaktpunkt im Zuge der Flexion, wodurch die Funktion des hinteren Kreuzbandes ersetzt wird; die Femurkondylen können auf dem Tibiaplateau verstärkt zurückrollen. Dem steht der Nachteil einer höheren Scherkraftbelastung der tibialen Knochen-Zement-Grenze gegenüber. Die Entwickler dieser Implantate sind jedoch der Meinung, dass die resultierenden Kräfte, die auf die tibiale Knochen-Zement-Grenze wirken, v. a. Kompressionskräfte sind (Insall et al. 1982). Die Auswirkungen eines forcierten Zurückrollens der Femurkondylen auf dem Tibiaplateau sind (Kim et al. 1993):

ein erhöhter Flexionsumfang,
ein größerer Hebelarm für den M. quadriceps femoris.

Dies führt jedoch zu einer höheren Patellabelastung mit der Gefahr patellofemoraler Komplikationen.

4.6 Gekoppelte Knieendoprothesen

Erste Erfahrungen mit dem totalen alloplastischen Kniegelenkersatz von Themistokles Gluck sind bereits mehr als 100 Jahre alt. Dieser implantierte bei einem Patienten mit Kniegelenktuberkulose eine gekoppelte Prothese (Scharnierprothese) aus Elfenbein und verankerte sie im Knochen mit einem Gemisch aus Kolophonium und Gips. Sein Chef A. von Bergmann unterstützte diese Bemühungen jedoch nicht, er verwies ihn sogar der Klinik, so dass sein Konzept lange Zeit in Vergessenheit geriet.

Aufgrund der schlechten Ergebnisse einer Interpositionsarthroplastik in der Behandlung der Arthrose des Kniegelenkes wurden schon in den 1940er Jahren die ersten Kniegelenktotalendoprothesen entwickelt. Auch hierbei handelte es sich um gekoppelte Implantate (Scharniergelenke) aus verschiedenen Werkstoffen (Moeys 1954; Walldius 1957, 1960), die mit unterschiedlichem Erfolg noch bis Anfang der 1970er Jahre eingesetzt wurden. Sehr gute Früherfolge konnten jedoch langfristig nicht bestätigt werden; es kam vielmehr zu hohen Komplikationsraten durch aseptische Lockerungen, tiefe Infektionen oder Materialverschleiß.

Die Walldius-Prothese (Abb. 4.26), anfänglich aus Acryl, später aus Metall gefertigt, stellte eine einachsige Scharnierendoprothes e mit separaten Femur- und Tibiakomponenten sowie einer Patellagleitrinne dar. Ihr maximaler Bewegungsumfang betrug 95° (5° Hyperextension bis 90° Flexion).

Modifikationen dieser Scharnierprothesen stellten die Modelle von Shiers (Abb. 4.27) (Shiers 1954, 1960), Young (Abb. 4.28) (Young 1963), die französische Guepar-Knieendoprothese (Abb. 4.29) (Mazas 1973) sowie auch die Attenborough-Prothese (Attenborough 1978) dar. Die Shiers- und Young-Alloplastiken wurden noch vor Beginn der zementverankerten Prothetik vorgestellt; sie waren daher zur ausreichenden Stabilisierung auf lange intramedulläre Schäfte angewiesen. Beiden Typen fehlte eine Artikulationsfläche für die Patella; sie erlaubten allerdings einen höheren Flexionsgrad als die Walldius-Prothese. Die Rotationsachse der Shiers-Prothese war nach hinten versetzt, was theoretisch einen mechanischen Vorteil bezüglich Extension und Flexion bedeutete.

Im Gegensatz dazu war das Guepar-Implantat (Abb. 4.29 und Abb. 4.30) für eine Zementfixierung entwickelt worden (Mazas 1973). Der Extensionsstop wurde mit einer Silastik-Dämpfung erreicht. Der Schaft der Femurkomponente hatte einen physiologischen Valguswinkel von 7°, war zudem an seinem proximalen Ende zur Anpassung an den Bogen des Femur leicht gekrümmt. Dieses vordergründig unbedeutende Merkmal des Kunstgelenkes konnte bei Revisionseingriffen zu enormen Problemen führen, weil sein Entfernen ausgesprochen schwierig war.

Die Attenborough-Prothese stellte einen Kompromiss zwischen einem reinen Scharniergelenk und einer Kondylarprothese dar (Attenborough 1978). Es handelte sich hierbei um ein zweiteiliges Implantat, welches bei Flexion und Extension auch ein gewisses Gleiten erlaubte. In gleicher Weise stellt die GSB-Prothese (Gschwend – Scheier – Bahler) (Abb. 4.31 und Abb. 4.32) einen biomechanischen Übergang zwischen Scharniergelenk und kraftschlüssiger Oberflächenprothese dar (Gschwend 1975a, 1978). Es handelte sich bei der GSB-Prothese um eine „Non-constraint-Scharnierprothese“ mit polyzentrischer Rotationsachse, bei welcher die Last über die breit angelegten Femurkondylen auf die Polyethylengleitfläche der Tibia übertragen wurde (Gschwend et al. 1980; Gschwend und Loehr 1981a).

1971 wurde von Sheehan (1978, 1979) ein ebenfalls polyzentrisches Kniegelenk klinisch eingeführt (Abb. 4.33).

Die ursprünglich durchaus positive Einstellung gegenüber den Scharnierprothesen wurde schon Ende der 1950er Jahre eingeschränkt durch Untersuchungsergebnisse von Mac Ausland (1957), die fast universelle Verluste oder Lockerungen dieser Alloplastikmodelle belegten. Mit Einführung des Knochenzementes auf Polymethylmetacrylatbasis Mitte der 1960er Jahre kam es dann zu einer vorübergehenden Renaissance der Scharnierprothesen. In den 1970er Jahren setzte sich, u. a. durch die Untersuchungen von Phillips (1973), v. a. im außereuropäischen Raum die Auffassung durch, dass gekoppelte Prothesen (Scharniergelenke) prinzipiell als obsolet anzusehen seien. Unabhängig von der Lage der Rotationsachse, des Bewegungsspielraumes oder der Prothesenbefestigung führe die durch die Scharnierprothesen nicht absorbierbare axiale Rotationsbelastung prinzipiell zur Implantatlockerung mit nachfolgendem Prothesenverlust, weil die Angriffsfläche dieser Kräfte, die Knochen-Zement-Nahtstelle, eine unüberwindliche Schwachstelle dieses Systems darstelle.

Die langjährigen ungünstigen Erfahrungen mit Knietotalendoprothesen in der Bauart eines einfachen metallgeführten, lasttragenden Scharniergelenkes führten schon Ende der 1960er Jahre zur Entwicklung der Blauth-Scharnierprothese (Stünitz et al.) Dieses 1972 erstmals implantierte Kunstgelenk unterschied sich von anderen Modellen durch verstärkte Verankerungselemente zur besseren Aufnahme einwirkender Kräfte, größere Auflageflächen, eine weniger umfangreiche Knochenresektion an den Gelenkoberflächen durch eine geringe Bauhöhe des Implantates sowie die Tatsache, dass ein großer Teil der auf das künstliche Gelenk einwirkenden Kräfte nicht über die Achse, sondern über die Prothesenflächen übertragen wird. Bei einem Untersuchungszeitraum von 20 Jahren wurde in der Literatur überwiegend von guten mittelfristigen Ergebnissen berichtet (Blauth et al. 1980; Hassenpflug et al. 1988).

Über ähnlich gute Erfahrungen wird mit dem Rotationsknie der Endoklinik (Abb. 4.34) berichtet. Hier ist neben einer Flexions- und Extensionsbewegung auch eine Rotation des Femur gegen die Tibia möglich.

Heutzutage ist man sich darüber einig, dass man gekoppelte Systeme in der täglichen Routine benötigt. Komplexe Bandinstabilitäten in Verbindung mit einer Pangonarthrose oder erhebliche anatomische Fehlstellungen, machen die Verwendung von gekoppelten Systemen zwingend notwendig (Abb. 4.35)

4.7 Zementierte versus zementfreie Fixation

Die Implantatverankerung in situ hat einen signifikanten Einfluss auf die Lebenserwartung einer Knieendoprothese. Die Belastungen des angrenzenden Knochens sind groß: Daher muss die Befestigung der Alloplastik genügend widerstandsfähig sein, um diesen Einflüssen standzuhalten. In Anbetracht der Tatsache, dass die mechanischen Eigenschaften des Knochens nicht verändert werden können, mussten Befestigungsmethoden entwickelt werden, um die Belastung des Knochenlagers möglichst gleichmäßig zu verteilen. Wird die Belastung zu stark reduziert, kann es zu knöchernen Resorptionen kommen, während auf der anderen Seite bei zu hoher Belastung das Knochenlager geschädigt werden kann, beides mit dem Ergebnis einer Prothesenlockerung .

Eine sichere primäre Implantatbefestigung kann erreicht werden durch Knochenzement (PMMA), biologische Osteointegration oder eine sog. „Press-fit-Verankerung“, die durch verschiedenartige Schrauben oder eine besondere Designgebung der Schäfte ergänzt werden können. Traditionell werden die meisten Knieendoprothesen einzementiert. Unter den zementfreien Implantaten existieren die meisten Befestigungsvarianten bei den tibialen Komponenten. Hier gibt es Prothesen sowohl mit zentralen Markschäften als auch mit zahlreichen kurzen, gedrungenen Verankerungszapfen. Ferner existieren Tibiakomponenten, die allein aus ultrahochmolekularem Polyethylen (UHMWPE) bestehen sowie auch solche, bei denen das Kunststoffonlay in Metall, meist eine CoCrMo-Gusslegierung, gefasst ist. Die Metallrückseite dieser Prothesenkomponenten kann glatt, grob oder porös beschichtet sein. Viele der in den USA bevorzugten Alloplastiken (Geomedic, Polycentric, Total Condylar, Kinematic) wurden für die alleinige intraossäre Stabilisation mit Knochenzement konzipiert, während v. a. in Europa gerade in den letzten Jahren viele Implantate entwickelt wurden, die eigentlich vorzugsweise für eine zementfreie Fixierung vorgesehen waren, jedoch auch als zementierbare Version vorliegen.

Über eine zementfreie Befestigung von Femurkomponenten wurde zuerst von Blaha et al. (1982) berichtet. Die Resultate waren ähnlich gut wie bei zementierten Prothesen. Innerhalb der Kategorie der zementfreien Alloplastiken existieren hinsichtlich der Art der Fixation zahlreiche Varianten. Die meisten Typen besitzen Areale mit einer porösen Beschichtung, die ein Einwachsen von Knochen oder Fasergewebe gewährleisten sollen. Einige Hersteller bieten für die zementfreie Version des Tibiaplateaus zusätzliche Schraubfixationen an (2–4 schwenkbare Schrauben für den Schienbeinkopf) mit ebenfalls zahlreichen Variationen hinsichtlich der Formgebung von Schäften und Verankerungszapfen. In den letzten Jahren wurden auch hier Komponenten mit porösen Oberflächen, die ein Knocheneinwachsen ermöglichen, populär.

Diese Osteointegration ist von folgenden Faktoren abhängig (Laskin 1988; Miura et al. 1988; Miller 1989; Plitz 1991; Pope und Fleming 1991; Whiteside 1993):

dem Prothesendesign,
einer exakten intraoperativen Prothesenanpassung,
einer genauen Gelenkausrichtung und
einer ausreichenden, absolut starren Primärstabilität der Komponenten.

Bei zementfreier Kniealloarthroplastik mit Prothesen mit porösen Oberflächen erfordert die langfristige stabile Verankerung des Implantates im Knochen eine initiale starre Befestigung, um das Einwachsen von Gewebe in die poröse Oberflächenstruktur im Sinne einer Knochenregeneration zu ermöglichen (Whiteside 1993). Die Verankerung der Tibiakomponente stellte hier von Beginn an ein Problem dar. Heute herrscht ein Konsens unter den mit der Biomechanik der Tibiakomponentenverankerung beschäftigten Forschergruppen: Goldener Standard ist die Bedeckung der proximalen Tibiaoberfläche mit einer einteiligen Komponente sowie eine zementierte Schaftverankerung im Markkanal des Schienbeinkopfes (Whiteside und Pafford 1989; Walker et al. 1981; Bartel et al. 1982; Murase et al. 1982). Mit verbesserter Verankerungstechnik wurden später auch zementfrei einsetzbare Tibiakomponenten sowohl bei jungen als auch älteren Patienten mit degenerativen und auch rheumatischen Gelenkerkrankungen konzipiert. In Laboruntersuchungen erwies sich hier die Schraubenfixierung als die effektivste Methode (Volz et al. 1988). Befestigungsmethoden ohne die Möglichkeit einer starren Verankerung erlauben Komponentenbewegungen, was eine progressive Lockerung der Implantate einleitet (Ryd et al. 1986).

Bourne et al. (1981) konnten zeigen, dass sich die Spannungsverteilung in der proximalen Tibia nach alloplastischem Totalersatz des Kniegelenkes verändert. Metallische Komponenten reduzieren hier die Spannung in der Tibia mehr als Kunststoffimplantate mit Verankerungsschaft. Verschiedene Studien untersuchten das Ausmaß der auftretenden Mikrobewegungen bei den unterschiedlichen Befestigungsprinzipien. Die Ergebnisse zeigten, dass „Metal-backed-Tibiakomponenten“ Mikrobewegungen sehr gut von der Befestigungsseite fernhalten (Townsend et al. 1979; Walker et al. 1981).

In einer vergleichenden Untersuchung ermittelten Ezzet et al. (1995) im Bereich von Tibia- und Femurkomponenten mit 30 % die höchste Osteolyserate im Falle einer Verankerung der Tibiakomponente mit Zement und Schrauben sowie gleichzeitigem zementfreien Einsatz der Femurkomponente. War die femorale Alloplastik teilweise jedoch mit Zement fixiert, so betrug die Osteolyseinzidenz nur noch 13 %. Wurde das tibiale Implantat zementiert ohne zusätzliche Schraubenfixation und die Femurkomponente gleichzeitig nach der Press-fit-Technik verankert, so wurde nur in 10 % der Fälle, bei zementierter Femur- und Tibiakomponente sogar in keinem einzigen Fall eine Osteolyse beobachtet. Die Autoren resümierten, dass aufgrund dieser so hohen Osteolyserate eine Verwendung von Schrauben und Zement zur Tibiakomponentenverankerung sowie die Press-fit-Fixation einer Femurkomponente nicht empfohlen werden kann.

Aufgrund theoretischer und experimenteller Untersuchungen sowie klinischer Erfahrungen wird postuliert, dass zur optimalen Krafteinleitung die verwendete Tibiakomponente soviel Knochen wie eben möglich abdecken, sich breit auf die Kortikalis abstützen und kurze, gedrungene Verankerungszapfen aufweisen sollte (Townsend et al. 1979; Walker et al. 1981; Plitz 1991).

Manley et al. (1987) berichteten, dass bei einer Prothesenfixierung durch Schäfte geringere Mikrobewegungen auftreten als bei der Press-fit-Technik, zementierten Prothesen und auch Alloplastiken, die durch poröse Oberflächen ein Einwachsen von Gewebe begünstigen. Bobyn et al. (1982) stellten fest, dass bei porös beschichteten Femurkomponenten zwar lediglich fibröses Gewebe in die Oberflächenstruktur des Implantates einwächst, dieses jedoch klinisch zu einer durchaus adäquaten Stabilität führt. Ryd et al. (1986) führten spezielle Röntgenuntersuchungen durch, mit denen sie die Mikrobewegungen verschiedener Prothesentypen dokumentieren konnten. Dabei konnten sie zeigen, dass alle Modelle ein gewisses Maß an Mikrobewegungen zuließen. Sie folgerten, dass eine absolut starre Befestigung für den klinischen Erfolg einer Knieendoprothese nicht zwingend erforderlich sei.

Insbesondere bei formschlüssigen Scharnierprothesen kommt es durch die Einschränkung des Bewegungspieles auf einen Freiheitsgrad besonders am Prothesenlager der Tibiakomponente, hier v. a. im Bereich der Schaftspitze und des medialen Prothesenauflagers, zu einer erhöhten Grenzflächenbeanspruchung (Blauth et al. 1977; Ungethüm und Stallforth 1981; Lewis et al. 1982; Walker 1989). In der Literatur gehen die Auffassungen über die optimale Schaftlänge zementierter Scharnierprothesen weit auseinander. Während Wagner und Bourgois (1974) bei langen Schäften eine harmonischere Spannungsverteilung beobachteten, waren Sonstegard et al. (1977) der Auffassung, dass v. a. bei kurzen Prothesenschäften geringere Spannungen im Implantatlager auftreten. Walker et al. (1976) ermittelten bei kurzen, kielartigen Tibiakomponenten eine Belastungsreduktion des Implantatlagers. Allgemein anerkannt ist die Tatsache, dass insbesondere im Bereich der Implantatspitze die höchsten Spannungsspitzen auftreten, wobei das Problem der optimalen Schaftlänge offensichtlich in erster Linie abhängt vom Prothesentyp, der Reduktion der Freiheitsgrade, den damit verbundenen Anforderungen an das Implantatlager sowie vom Zustand des Knochens selbst (Rauch und Hiss 1992).

Rauch und Hiss (1992) ermittelten im Rahmen einer experimentellen Arbeit den Einfluss der Schaftlänge auf die primäre Verankerungsstabilität und Spannungsverteilung zementierter tibialer Prothesenschäfte in ihrem Implantatlager. Dabei konnten Erkenntnisse über die für die Beurteilung der Verankerungsstabilität und Langzeitfestigkeit noch wichtigen Mikrobewegungen an der Knochen-Zement-Grenze sowie über die biologische Antwort auf das verwendete Material und dessen Abriebpartikel nicht abgeleitet werden (Walker et al. 1976; Walker 1989). Unter Berücksichtigung einer physiologischen Belastung des Kniegelenkes von etwa dem 2- bis 4-fachen des Körpergewichtes berechneten Rauch und Hiss (1992) für die Verankerung von Scharnierprothesen eine optimale minimale Schaftlänge von etwa 100 mm; kürzere Prothesenschaftlängen würden v. a. bei osteoporotischer Knochenstruktur nicht über die genügende Primärstabilität verfügen (Rauch und Hiss 1992). Zu ähnlichen Ergebnissen kamen auch Hassenpflug et al. (1985). Für ungekoppelte Oberflächenprothesen, die infolge der größeren Zahl an Freiheitsgraden das Implantatlager deutlich weniger belasten, reichten kürzere Schaftlängen aus, um so mehr, als dass diese Implantate neben großen Auflageflächen zusätzliche Verankerungsmodalitäten wie Stifte oder Schrauben aufweisen (Walker et al. 1976, 1984; Sonstegard et al. 1977; Bagren et al. 1978; Freeman et al. 1981; Ungethüm und Stallforth 1981; Lewis et al. 1982; Miehlke et al. 1982; Volz et al. 1988; Walker 1989)

4.8 Gleitpaarungen in der Knieendoprothetik

Bei der Auswahl von Gleitpaarungen in der Knieendoprothetik ist es das Ziel, solche auszuwählen, die einen möglichst geringen Abrieb während des Gebrauchs aufweisen, um eine optimal lange Haltbarkeit des Implantats zu ermöglichen (Pope und Fleming 1991; Kim et al. 1993). Ferner sollten die miteinander artikulierenden Gelenkflächen weitgehend ähnliche Reibungseigenschaften haben wie ein natürliches Knie, so dass die einzelnen Gelenkbewegungen mit einem geringstmöglichen Reibungwiderstand ablaufen können. Einerseits wird dadurch die Prothesenverankerung deutlich geringer belastet, andererseits der Materialabrieb minimiert. Schließlich sollte das Material gut biokompatibel sein und somit weder zu entzündlichen noch allergischen Reaktionen Anlass geben.

Die gegenwärtig üblichen Prothesenwerkstoffe sind hochglanzpolierte Metallegierungen wie Kobalt-Chrom-Molybdän (Co-Cr-Mo) und Titanium-Legierungen wie Ti-6Al-4, darüberhinaus verschleißfeste Kunststoffe wie ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE). Alle aktuell gebräuchlichen Implantate haben eine Komponente mit einer Metalloberfläche, gewöhnlich die des Femur sowie eine Komponente mit einer Kunststoffoberfläche, gewöhnlich die der Tibia. Die Synovialflüssigkeit dient als Schmierflüssigkeit (Mears 1979; Pope und Fleming 1991).

Das Elastizitätsmodul des Kunststoffs ist dem des Knochens ähnlich. Dieser Umstand verleiht dem System einen Dämpfungseffekt bei Stoßbelastung. Der Reibungskoeffizient von Co-Cr-Mo sowie der Titanium-Legierungen bei Paarung mit UHMWPE-Kunststoffen liegt zwischen 0,1–0,4 (Walker 1977; Mears 1979), derjenige des natürlichen Gelenkknorpels bei 0,009 (Tab. 4.3).

Tab. 4.3 Reibungskoeffizienten für verschiedene Materialkombinationen (Nach Pope und Fleming 1991)

Full size table

UHMWPE neigt bei geringer Materialdicke unter dauerhafter Druckbelastung zum Phänomen des „cold creeping“, des Kaltflusses, weshalb unter biomechanischen Gesichtspunkten eine Kunststoffhöhe bei bikondylären Prothesen von mindestens 8 mm gefordert wird (Kim et al. 1993). Ausgebaute tibiale Komponenten zeigten die größten Schäden an planen Belägen mit einer dünnen Polyethylenschicht von nur 4–6 mm Dicke (Wright und Bartel 1986). Dieses Phänomen wurde durch experimentelle, analytische und klinische Studien bestätigt (Walker 1977; Rose et al. 1979; Mirra et al. 1982; Hood und Wright 1983; Landy und Walker 1985, Wright und Bartel 1986; Wright et al. 1988).

Ein Kunststoffverschleiß bei Knieendoprothesen kann durch unterschiedliche Mechanismen verursacht werden. Als wichtigster Faktor gilt die exzessive Belastung der Komponente vor allem durch Scherkräfte (Kim et al. 1993). Die Abriebsrate wächst an mit erhöhtem Kompressionsdruck. Außerdem steht die Verschleißfestigkeit des UHMWPE-Kunststoffs in umgekehrt proportionalem Verhältnis zu seiner Kontaktfläche (Treharne et al. 1981), d. h. das Polyethylen zeigt bei kleinen Kontaktflächen einen größeren Verschleiß pro Zeiteinheit als bei größflächigem Kontakt mit einer artikulierenden Gelenkoberfläche (Kim et al. 1993). Die maximale Belastungsfähigkeit von UHMWPE wird mit 10 MP angegeben (Buechel und Pappas 1990).

Durch den Kontakt von Metall- und Kunststoffkomponenten kommt es zu einer komplexen Belastungsverteilung auf der Oberfläche und im Polyethylen selbst (Bartel et al. 1986). Die maximale Kompressionsbelastung der Oberfläche findet sich im Zentrum der Kontaktfläche. Durch die Eindellung der Kunststoffoberfläche durch die Metallkufe im Kontaktbereich erfolgt eine gleichzeitige Dehnung im Randbereich des Kontaktes, was zu Spannungsbelastungen im Polyethylen Anlass gibt. Dieses biomechanische Phänomen bedingt eine Furchenbildung und Delamination der Kunststoffartikulationsfläche. Durch eine nur geringe Konformität der Gelenkkontaktflächen, d. h. durch einen nur punktförmigen Kontakt, wird der Verschleiß des Polyethylens verstärkt. Deshalb sollten nach Scuderi und Insall (1992) durch Artikulationsflächen mit großer Flächenkonformität in mediolateraler Richtung das Risiko einer Oberflächenzerstörung minimiert werden. Gleichzeitig sollte die Dicke der Polyethylenkomponente maximiert werden, um dadurch Spannungsbelastungen der Oberfläche zu verringern. Eine Fehlausrichtung der Komponenten verstärkt den Polyethylenverschleiß und leitet schließlich ein mechanisches Scheitern der Kniealloarthroplastik ein (Windsor et al. 1989).

Auch eine Erhöhung des Molekulargewichts des UHMWPE führt zu einer Vergrößerung der Verschleißfestigkeit der Tibiakomponente. Darüber hinaus ist die Methode der Prothesenverankerung für die Verschleißreduzierung von Bedeutung. So führt beispielsweise ein „Dreikörperabrieb“ durch Zementmaterial wie Polymethylmethacrylatfragmente (PMMA) sowie Knochenfragmente zur massiven Destruktion einer UHMWPE-Oberfläche. Des weiteren kann auch durch Oberflächenunebenheiten und herstellungsbedingte granuläre Einschlüsse im Kunststoff ein vermehrter Aufbrauch verursacht werden (Walker 1977).

In verschiedenen Untersuchungen wurde festgestellt, dass Langzeitkomplikationen wie Lockerungen und tiefe Infektionen mit der biologischen Antwort im umliegenden Gewebe abgelagerter Kunststoffpartikel verbunden sind (Mirra et al. 1976, 1982). Abriebpartikel aus CoCr-Komponenten verursachten ähnliche biologische Reaktionen (Walker 1977; Bartel et al. 1982; Barbos und Benvenutti 1983). Über die heute üblichen Biomaterialen Titan, CoCrMo und UHMWPE hinaus gibt es zahreiche Versuche, das Kunststoffmaterial zu modifizieren oder verschleißfestere gehärtete Materialien zu entwickeln, wie z. B. Keramiken und Karbonfiber-Komposite (Wright et al. 1981, 1988; Connelly et al. 1984).

Insgesamt werden 4 verschiedene Abriebmechanismen differenziert:

Abrasiver Abrieb : Durch das Abscheren kleiner Oberflächenunregelmäßigkeiten im Bereich der Kontaktflächen kommt es zur Bildung kleiner Abriebpartikel.
Adhäsiver Abrieb : Durch den Transfer des weicheren Materials (Polyethylen) auf die Oberfläche des härteren Materials (Metall) resultiert ein sog. Transferfilm auf dem Metal mit entsprechendem Abrieb.
Ermüdungsabrieb : Kontinuierliche zyklische Be- und Entlastungen der Implantate führen zu Oberflächenaufbrüchen mit entsprechenden scholligen Abriebpartikeln.
Dreikörperabrieb : Geraten Fremdkörper (Knochen, Metall, Polyethylen, Knochenzement) zwischen die Gelenkflächen, kommt es zur Beschädigung der Gleitpartner, was wiederum den (Verschleißprozess) noch erheblich beschleunigt.

Eines der wichtigsten Ziele in der Endoprothetik ist die Reduktion von Abriebpartikeln. Diese können prinzipiell drei Ursachen haben:

die Implantat-Implantat-Grenzschicht,
die Implantat-Knochen/Knochenzement Grenzschicht und
Operationsinstrumente, Knochen, Restbestände der Oberflächenverarbeitung, Unreinheiten im UHMWPE selber.

4.8.1 Werkstoffprobleme bei der Tibiakomponente

Die Frage, ob die Tibiakomponente ganz aus Polyethylen oder „metal-backed“ gefertigt sein sollte, wird auch heute immer wieder diskutiert (Kim et al. 1993). Walker et al. (1981) untersuchten unterschiedliche Formen von Tibiakomponenten – zwei- und einteilige Komponenten, jeweils sowohl in Vollkunststoffausführung als auch „metal-backed“ mit unterschiedlichen Befestigungsvorrichtungen. Alle Komponenten wurden Kompressions-, Scher- und Torsionsbelastungen mit dreifachem Körpergewicht ausgesetzt. Die geringsten Verformungen zeigten einteilige „metal-backed“ Tibiakomponenten, während zweiteilige tibiale Anlagen die größten Oberflächenveränderungen aufwiesen. Generell waren die Verformungen von „Metal-backed“-Komponenten geringer als die von nur aus Kunststoff bestehenden Komponenten (Walker et al. 1981). In einer anderen Untersuchung kamen Lewis et al. (1982) zu dem Ergebnis, dass Tibiakomponenten mit Metallträger gegenüber reinen Kunststoffkomponenten wegen geringerer Zement- und Knochenbelastung im Vorteil seien. Auch sie stellten fest, dass es bei zweiteiligen tibialen Auflagen zu einer höheren Spannungs-, Scher- und Kompressionsbelastung der Knochen-Zement-Grenze kam als bei einteiligen Komponenten.

4.8.2 Probleme des Werkstoffs Polyethylen

UHMWPE stellt für die Endoprothetik zur Zeit einen unverzichtbaren Werkstoff dar. Alternative Materialien wie Keramik oder Metall sind zum einen erheblich teurer, können zum anderen nicht bei allen potenziellen Gleitflächen wie zum Beispiel am Kniegelenk zum Einsatz kommen.

Es ist bekannt, dass der Polyethylenabrieb von unterschiedlichen Faktoren abhängt. Hierzu zählen die verschiedenen Sterilisationstechniken, die Qualität des ursprünglichen Polyethylengranulates sowie die oxidative Degradation durch den Luftsauerstoff (Jerosch et al. 1995a). Andere Faktoren sind die Materialdicke, die Kongruenz der verwendeten Gleitpartner (Bartel et al. 1986) sowie die Verwendung eines „Metal-Backing“ (Bartel et al. 1983; Bayley et al. 1988).

Bei der Herstellung von Polyethylenimplantaten für orthopädische Zwecke werden mehrere Herstellungsschritte unterschieden (Jerosch et al. 1997b). UHMWPE wird zunächst als Pulver durch das sog. Ziegler-Verfahren gefertigt. Hierbei wird Ethylen mittels Mischkatalysatoren bei 10–500 N/cm² Überdruck und Temperaturen von 20–150 °C polymerisiert. Es handelt sich um ein sog. Niederdruckverfahren. Die weitere Verarbeitung erfolgt dann entweder durch Pressen oder Extrudieren.

Ramextrusion

Bei der sog. Ramextrusion wird PE-Pulver portionsweise in den Zylinder des Ramextruders gefüllt und durch einen Kolben verdichtet. Beim anschließenden Durchtritt durch eine beheizte Zone des Zylinders wird das Pulver plastifiziert und tritt schließlich durch das unbeheizte Zylinderende aus. Die Verarbeitungstemperaturen liegen zwischen 180° und 220 °C.

Die Ramextrusion ist ein semi-kontinuierlicher Prozess, was zu deutlichen Unterschieden im Molekulargewicht des Polyethylens innerhalb ein und derselben Halbzeuges führen und damit die Abriebfestigkeit beeinflussen kann. Dennoch wird dieses Verfahren für orthopädische Produkte aktuell am häufigsten eingesetzt. Seine Vorteile liegen vor allem in den geringen Kosten.

Pressverfahren

Das Pressverfahren, bei dem das ebenfalls in Pulverform vorliegende PE in beheizbaren Platten plastifiziert wird, ist auch als Preßsinterverfahren bekannt. Hierzu wird eine beheiz- und kühlbare Presse verwendet, in die das Pulver eingefüllt, gleichmäßig verteilt und dann 5–10 Minuten unter einem Druck von etwa 1000 N/cm² kalt verdichtet wird, um die im Pulver eingeschlossene Luft weitgehend zu evakuieren. Um das Pulver zu schmelzen, muss die Presse auf eine Temperatur von bis zu 240 °C geheizt gehalten werden, bis es schließlich über den ganzen Querschnitt polymerisiert ist. Hierfür sind Drücke von 200–500 N/cm² erforderlich. Für das Aufschmelzen eines Blockes von etwa 30 mm Dicke ist eine Heizzeit von 2–3 Stunden erforderlich. In der letzten Phase des Schmelzvorganges wird die Kühlung zugeschaltet, was eine Druckerhöhung auf 1000 N/cm² zur Verhinderung der Entstehung von Hohlräumen innerhalb der Blöcke erforderlich macht. Erst durch die Verwendung hoher Drücke erhält man ein homogeneres Produkt als durch die Ramextrusion.

Beim sog. Formpressen wird das PE-Pulver direkt zu Fertigteilen gepresst. Dieses sehr schwierige Verfahren erfordert eine besonders gleichmäßige Temperaturführung, sowohl beim Aufheizen, als auch beim Abkühlen. Nach den bisher vorliegenden Erfahrungen ist diese Technik nur bei rotationssymmetrischen Teilen verwendbar. Die Vorteile liegen v. a. in einer produktspezifischen Optimierung von Druck und Temperatur. Ferner kann die Oberflächenbeschaffenheit des Produktes besser kontrolliert werden, was zur Verringerung des Abriebes beitragen kann. Die Nachteile liegen in den initial hohen Kosten und dem enormen Zeitaufwand.

Die Mehrzahl der Implantate werden zur Zeit durch Fräsen aus einem sog. Polyethylenhalbzeug hergestellt. Dieser Vorgang beinhaltet zwei Arbeitsschritte: Bei der initialen Produktion des Halbzeuges werden Platten zunächst maschinell grob zugeschnitten, das Implantat wird dann durch Präzisionsfräsen aus der Halbzeuggrundlage hergestellt. Dieser Vorgang wird in der Regel von zwei Herstellern durchgeführt. Der Polyethylenproduzent ist für die Fertigung des Halbzeuges, der Implantathersteller für die Fertigung des medizinischen Implantates verantwortlich.

Abrieb

Bisherige Studien bezüglich des klinisch fassbaren Kunststoffverschleißes zeigten einen linearen Abrieb zwischen 0,07 mm und 0,21 mm pro Jahr (Lombardi et al. 1988; Wroblewski und Siney 1993). Es gibt nur wenige Studien, welche eine Korrelation zwischen Abriebrate und dem verwendeten Polyethylenmaterial aufzustellen versuchten. Bankston et al. (1995) zeigten in einer vergleichenden Untersuchung, dass die Abriebrate bei gegossenem Polyethylen deutlich geringer war als bei maschinell hergestelltem.

Bereits 1977 zeigte Walker eindeutige mikroskopische Unterschiede der Oberflächen zwischen gefrästem und gepressten Komponenten.

Neben diesen fertigungstechnischen Problemen ist in den letzten Jahren besonders deutlich geworden, dass auch die Art der Sterilisation entscheidenden Einfluss auf die Qualität der Kunststoffteile hat. Bisher wurden die meisten Polyethylenkomponenten mit einer Co₆₀-Quelle in einer Dosis von 2,5–4 Mrad bestrahlt. Diese Gamma-Bestrahlung kann Polymer-Kettenaufbrüche mit der Bildung freier Radikale initiieren. Die oxidativen Aufbrüche im Kunststoff können jedoch auch zu einer Rekombination von Polymerketten führen.

Die sich anschließende Stabilisation (US-Patent: 5.414.049) durch geringe kontrollierte Temperaturerhöhung über einen standardisierten Zeitraum führt zu einer weiteren Quervernetzung und reduziert zusätzlich den Anteil freier Radikale, so dass nach Herstellerangaben, selbst bei anschließender Sauerstoffexposition, keine produktschädigenden Oxidationsprozesse mehr einsetzen können.

Trotz der hier aufgezeigten Schwächen des Polyethylens muss dennoch darauf hingewiesen werden, dass dieses im Vergleich zu allen anderen Werkstoffen in den letzten 3 Jahrzehnten für viele Patienten eine segensreiche Entwicklung darstellte. Dennoch sollte man mit den heute zur Verfügung stehenden Möglichkeiten eine Optimierung des derzeitigen Einsatzes anstreben. Hierzu zählt sicherlich die Einsicht, dass eine Gamma-Sterilisation von ram-extrudierten UHMWPE unter Luft nicht mehr akzeptierter Stand der Technik sein kann.

Aufgrund des heutigen Kenntnisstandes scheint es somit sinnvoll, bei der Verwendung von UHMWPE in der Endoprothetik die Qualitätsanforderungen neu zu definieren. Mit der bereits vorhandenen Technik kann durchaus eine Optimierung des Werkstoffes durch eine direkte Formpressung sowie eine Gammasterilisation unter Einsatz eines Schutzgases oder eine Ethylenoxid-Sterilisation erreicht werden.

Zu Beginn dieses Jahrtausends fand eine Weiterentwicklung hinsichtlich des Polyethylens statt. Hier wurde das so genannte „Highly-cross-linked“-Polyethylen entwickelt und auch schon frühzeitig im Rahmen der Knieendoprothetik getestet (Moratoglu et al.). Schon bei den ersten Untersuchungen zeigte sich, dass ein konventionelles Polyethylen durchaus bereits nach einer Belastung von 500 Zyklen exzessive Determination und Cracking aufweist, während ein „Highly-cross-linked“-Polyethylen derartige Veränderungen selbst nach 500.000 Zyklen noch nicht aufzeigt. Auch bei vorgeschädigten femoralen Komponenten konnten Moratoglu et al. bei einem konventionellen Polyethylen nach 1 Mio. Zyklen einen deutlich höheren Abrieb nachweisen als bei einem „Highly-cross-linked“-Polyethylen.

Fisher et al. (2004a,b) wiesen darauf hin, dass „Cross-linked“-Polyethylen im Knie zwar den volumetrischen Abrieb reduziert. Die klinische Relevanz einer reduzierten Fraktursteifheit, der vermehrte abrasive Abrieb sowie die erhöhte Tumornekrosefaktor-α-Freisetzung durch die schmaleren Partikel jedoch sorgfältig beobachtet werden muss.

Auch Ries und Pruitt (2005) wiesen auf die potenziell reduzierte mechanische Stabilität von dass „Cross-linked“-Polyethylen hin.

Asano et al. (2007) gaben zu bedenken, dass „Cross-linked“-Polyethylen (XLPE) in der Hüftendoprothetik eventuell eine andere optimale Durchstrahlungsdosis aufweist als „Cross-linked“-Polyethylen für die Knieendoprothetik.

Jacofsky (2008) wies darauf hin, dass cross-linked Polyethylene von unterschiedlichen Herstellern durchaus unterschiedliche Materialeigenschaften besitzen können. Eine erste mittelfristige klinische Studie zur Verwendung von XLPE-Inlays wurde von Hodrick et al. (2008) vorgestellt. In dieser retrospektiven Untersuchung von 100 Patienten mit XLPE-Inlays und 100 Patienten mit einem Standard-Polyethyleninlay im Rahmen der Knieendoprothetik fanden sich bei den XLPE-Inlays keine Reoperationen aufgrund einer vermehrten Osteolyse, so dass die Autoren schlussfolgerten, dass XLPE in der Knieendprothetik zu mindestens kurz und mittelfristig akzeptable Ergebnisse aufweist.

Vergleichbare Ergebnisse berichteten auch Minoda et al. (2009). Es blieben jedoch Warnungen aufgrund von biomechanischen Untersuchungen gerade für Implantate mit einem posterioren Post bei der Verwendung von XLPE-Inlays aufgrund biomechanischer Untersuchungen (Huot et al. 2010).

Eine weitere Entwicklung ergibt sich durch den Zusatz von Vitamin E. Theoretisch zeigt sich hierdurch eine geringere Oxidation und ein geringerer Verlust der mechanischen Stabilität. Dieses zumindestens konnte in klinischen Untersuchungen von verschiedenen Arbeitsgruppen nachgewiesen werden (Vaidya et al. 2011; Haider et al. 2012; ) Inwieweit dieser Trend sich auch im Rahmen der klinischen Applikation fortsetzt, werden die nächsten Jahre zeigen.

4.8.3 Die Belastung von Knieendoprothesen

Die Belastung einer Knieendoprothese in situ hängt von folgenden Faktoren ab:

Freiheitsgrad des Implantates,
Alignment des Gelenkes,
Verankerung der einzelnen Implantatkomponenten,
anatomische Lage der Drehachse des Gelenkes.

4.8.4 Stabilität und Belastung von Knieendoprothesen

Die Kompressions- und Scherkräfte sind wichtige Größen, die den Erfolg einer Knieendoprothese beeinflussen. Eine Reduzierung der Gelenkflächenkonformität führt zu kleineren Kontaktflächen und, damit verbunden, zu einer hohen Kompressionsbelastung der Tibiakomponente pro Flächeneinheit. Diese Kräfte können schnell die Belastungsgrenze des Polyethylens überschreiten (Seedhom et al. 1972; Walker und Zhou 1987). Punkt- oder Linienkontakte bringen schon bei normaler Belastung nur mit dem Körpergewicht bei festen Artikulationsflächen aus UHMWPE Kontaktbelastungen zwischen 25–32 MP mit sich, welche die maximale Belastbarkeit des UHMWPE von 10 MP um das 2,5- bis 3,2-fache überschreiten. Diese Überlastungssituation kann langfristig zu Ermüdungsrissen im Kunststoff mit Oberflächenfragmentierung führen und so die tibialen Artikulationsflächen zerstören (Bartel et al. 1986; Wright und Bartel 1986; Buechel 1994). Die durch den Verschleiß abgelösten Partikel können eine Osteolyse mit Komponentenlockerung verursachen (Willert 1989). Bei Verwendung kongruenter mobiler Artikulationsflächen auf der Tibiakomponente in Form künstlicher Menisken zeigte sich eine Reduzierung der Kontaktbelastung und damit des Verschleißes (Buechel und Pappas 1986; Buechel 1994). Kongruente mobile künstliche Menisken oder rotierende tibiale Artikulationsflächen weisen signifikante mechanische Vorteile gegenüber inkongruenten immobilen Artikulationsflächen auf (Buechel und Pappas 1984, zitiert nach Buechel 1994; Buechel und Pappas 1989; Buechel et al. 1989; Goodfellow und O‘Connor 1978) und kommen der Kinematik eines natürlichen Kniegelenks näher (Goodfellow und O‘Connor 1986; Huson et al. 1989, Schlepkow 1989, zitiert nach Buechel 1994).

Die Verteilung der Belastung durch die Kunststoffkomponente auf den Knochen ist von der Größe der Kontaktfläche abhängig (Pope und Fleming 1991). Die Idealprothese verteilt die Belastungskräfte hier gleichmäßig über die Fläche der Tibiakomponente, ohne die Belastungsgrenze des Kunststoffs zu überschreiten. Kleine Kontaktflächen leiten die hohen Kompressionskräfte über einen schmalen Bereich des Kunststoffs auf die Knochenoberfläche der Tibia. Eine größere Kontaktfläche führt zu einer Weiterleitung der Kompressionskräfte über eine große Oberfläche

Diese Tatsache ist von Bedeutung, weil eine optimale und dauerhafte Stabilität der Prothese am besten durch eine einheitliche Belastung der Prothesen-Zement-Knochen-Nahtstelle erreicht werden kann. Gleichzeitig führt jedoch eine größere Konformität der Gelenkflächen zu einer erhöhten Scherkraftbelastung der Prothesen-Knochenverbindung. Eine dickere Tibiakomponente ermöglicht eine gleichmäßigere Kraftverteilung an der Grenzschicht als eine dünnere Auflage (Pope und Fleming 1991).

Ferner können Kunststoff-Tibiakomponenten mit einer Dicke unter 6 mm viel leichter elastisch und plastisch verformt werden (Pope und Fleming 1991). Auf der anderen Seite wird bei einer zu dicken tibialen Auflage der Hebelarm der auf die Prothesen-Knochen-Grenze einwirkenden Kräfte größer. Dadurch kommt es zu einer höheren Beanspruchung des tibialen Prothesen-Knochen-Interfaces mit steigender Gefahr einer Komponentenlockerung. Je größer also die Konformität und Dicke der Gelenkflächen ist, desto größer werden die auf die Prothesen-Knochen-Grenze einwirkenden Scherkräfte.

Die Hauptgründe für eine Prothesenlockerung sind exzessive exogene Belastung und Mikrobewegungen an der Knochen-Implantat-Grenze. Der Langzeiterfolg einer Prothese ist u. a. abhängig von einer optimalen Kraftverteilung an der Prothesen-Knochen-Grenze. Belastungen, welche die Widerstandskraft der Prothesenkomponenten, der umgebenden Weichteilstrukturen und der Prothesen-Knochen-Grenze übersteigen, führen zu Mikrobewegungen der Implantate. Wegen der fehlenden Festigkeit des UHMWPE ist die Tibiakomponente von primärem Interesse, wenn von einer Lockerung der Knieendoprothese gesprochen wird (Mears 1979). Es ist klinisch offensichtlich, dass Lockerungen typischerweise bei der tibialen Auflage auftreten (Pope und Fleming 1991).

Daher wurden verschiedene Modelle und experimentelle Methoden entwickelt, um Aussagen über die Belastung der Knochen-Prothesen-Grenze treffen zu können (Lewis et al. 1977; Walker et al. 1980; Bartel et al. 1982; Johnson et al. 1983; Cheal et al. 1985; Beaupre et al. 1986; Garg and Walker 1986; Miegel et al. 1986; Vasu et al. 1986). Ein Vergleich zementierter Prothesen mit Alloplastiken, die durch Einwachsen des Knochens in eine poröse Oberfläche (Osteointegration) verankert werden, ergab, dass der Zement eine homogenere Kraftverteilung der Kompressionsbelastung über den gesamten tibialen Resektionsbereich gewährleistete, wohingegen der Knochen in die poröse Oberfläche der entsprechenden Prothesen nicht gleichmäßig hineinwuchs und es so zu Teilbereichen mit geringerer neben solchen mit sehr großer Belastung kam (Miegel et al. 1986).

Die Notwendigkeit einer „Metal-backed“-Tibiakomponente zur gleichmäßigen Belastungsverteilung über die gesamte Tibiaoberfläche wurde von Bartel et al. (1982) postuliert. Anders als beim Polyethylen verteilt eine Metallbasis unter dem Kunststoff die einwirkenden Kräfte gleichmäßig auf die darunterliegenden knöchernen Strukturen

Die an der Gelenkoberfläche der Tibiakomponente entstehenden Scherkräfte werden ungefiltert auf die Prothesen-Knochen-Grenze übertragen (Pope und Fleming 1991). Diese Kräfte erreichen nur bei teilweise und vollgekoppelten Prothesentypen eine nennenswerte Größe. Der anteriore Rand der tibialen Auflage wird bei einem Vorwärtsgleiten der Femurkomponente vermehrt durch Kompressions- und Scherkräfte sowie ein zusätzliches Drehmoment im vorderen Bereich der Prothesen-Knochen-Grenze belastet. Werden diese Kräfte zu groß, treten Mikrobewegungen auf, was eine Zerstörung der Befestigungsnahtstelle nach sich ziehen kann.

Weniger kongruente Oberflächenersatzprothesentypen erlauben einen ausgeprägteren Gleitvorgang. Wenn die Tibia in Relation zum Femur nach ventral gleitet, kommt es zu einer exzentrischen Belastung im Bereich der Grenzschicht zwischen Implantat und Knochen. Hier gilt analog, dass es aufgrund der entstehenden Wechselbelastungen zu einer Auslockerung des Kunstgelenkes kommen kann.

Die Frage, ob „Cross-linked-Polyethylen“ einen Vorteil bringt, wird in der Literatur solange positiv beantwortet, solange keine dorsalen Zapfen mit in das PE-Design implementiert sind (Muratoglu et al. 2002; Muratoglu et al. 2003; Muratoglu et al. 2004; Fisher et al. 2004a,b; Ries und Pruitt 2005; Wright 2005; Asano et al. 2007; Medel et al. 2007; Jacofsky 2008; Hodrick et al. 2008; Jung et al. 2008; Rodriguez 2008; Minoda et al. 2009; Huot et al. 2010; Lachiewicz und Geyer 2011; Brockett et al. 2012; Long et al. 2012).

Theoretisch sollte die Zugabe von Vitamin E auch im Bereich des Kniegelenkes von Vorteil sein. Hierzu liegen zurzeit jedoch nur biomechanische tribologische Arbeiten vor (Vaidya et al. 2011; Haider et al. 2012).

Literatur

Ackroyd CE, Newman JH (2001) The Avon patellofemoral arthroplasty-development development and early results. J Bone Joint Surg (Br) 83-B(Suppl II):146
Google Scholar
Ackroyd CE, Newman JH (2005) Patellofemoral Arthroplasty. Sixteen years experience with 436 cases. Proceedings of combined orthopaedic Associations Meeting, Sydney 2004. J Bone Joint Surg (Br) 87-B(Suppl):152
Google Scholar
Ackroyd CE, Smith EJ, Newman JH (2004) Trochlear resurfacing for extensor mechanism instability following patellectomy. The Knee 11:109–111
CAS PubMed Google Scholar
Ackroyd CE, Newman JH, Eldridge J (2005) Patellofemoral Arthroplasty height years experience with the Avon Design. EFORT, Lisabon
Google Scholar
Ackroyd CE, Newman JH, Evans R, Eldridge JD, Joslin CC (2007) The Avon patellofemoral arthroplasty: five-year survivorship and functional results. J Bone Joint Surg Br 89:310–315
CAS PubMed Google Scholar
Andriacchi TP, Galante JO, Fermier RW (1982) The influence of total knee replacement design on walking and stair-climbing. J Bone Joint Surg Am 64:1328–1335
CAS PubMed Google Scholar
Andriacchi TP, Stanwyck TS, Galante JO (1986) Knee biomechanics and total knee replacement. Arthroplasty 1:211–219
CAS Google Scholar
Arbuthnot JE, Wainwright O, Stables G, Rathinam M, Rowley DI, McNicholas MJ (2011) Dysfunction of the posterior cruciate ligament in total knee arthroplasty. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 19(6):893–8
PubMed Google Scholar
Arciero RA, Toomey HE (1988) Patellofemoral arthroplasty. A three- to nine-year follow-up study. Clin Orthop Relat Res 236:60–71
PubMed Google Scholar
Argenson JA (2008) Knee Society Meeting. AAOS, San Francisco
Google Scholar
Argenson JN, O’Connor JJ (1992) Polyethylene wear in meniscal knee replacement. A one to nine-year retrieval analysis of the Oxford knee. J Bone Joint Surg Br 74:228–232
CAS PubMed Google Scholar
Argenson J-N, Guillaume J-M, Aubaniac J-M (1995) Is there a place for patellofemoral arthroplasty? Clinical Orthopaedics and Related Research 321:162–167
PubMed Google Scholar
Argenson JN et al (2002) In vivo determination of Knee kinematics for subjects implanted with a Unicompartmental arthroplasty. J Arthroplasty 17:1049–1054
PubMed Google Scholar
Argenson J-N, Flecher X, Parratte S, Aubaniac J-M (2005) Patellofemoral arthroplasty: An update. Clinical Orthopaedics and Related Research 440:50–53
PubMed Google Scholar
Asano T, Akagi M, Clarke IC, Masuda S, Ishii T, Nakamura T (2007) Dose effects of cross-linking polyethylene for total knee arthroplasty on wear performance and mechanical properties. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 83(2):615–22
PubMed Google Scholar
Attenborough CG (1978) The Attenborough total knee replacement. J Bone Joint Surg 60-B:320–326
CAS Google Scholar
Bach ChM, Steingruber I, Nogler M, Orgon M, Wimmer C, Gobel G, Kristmer M (2002) Scoring systems in total knee arthroplasty. Clin Orthop 399:184–196
Google Scholar
Bagren JH, Day WH, Freeman MAR, Swanson SAV (1978) Mechanical tests on the tibial component in surface replacement of the knee. Arch Orthop Traumat Surg 92:31–34
Google Scholar
Banks SA, Markovich GD, Hodge WA (1997) In vivo kinematics of cruciate-retaining and -substituting knee arthroplasties. J Arthroplasty 12(3):297–304
CAS PubMed Google Scholar
Bankston AB, Keating EM, Ranawat C, Faris PM, Ritter MA (1995) Comparison of polyethylene wear in machined versus molded polytehylene. Clin Orthop 317:37–43
PubMed Google Scholar
Barbos M, Benvenutti A (1983) Metallic debris arising from prosthetic abrasion: An investigation of biodegradation of the materials and physiology of bone. Ital J Orthop Traumatol 9:377 (Abstract)
Google Scholar
Bartel DL, Burstein AH, Santavilla EA (1982) Performance of the tibial component in total knee replacement. Convential and revision designs. J Bone Joint Surg 64 A:1026–1033
Google Scholar
Bartel DL, Wright TM, Edwards DL (1983) The effect of metal backing on stresses in polyethylene acetabular components. The Hip: Proceedings of the Hip Society. CV Mosby, St. Louis, S 229
Google Scholar
Bartel D-L, Burnstein A-H, Toda M-D, Edwards D-L (1985) The effect of conformity and plastic thickness on contact stresses in metal backed plastic implants. J Biomech Eng 107(3):193–199
CAS PubMed Google Scholar
Bartel DL, Bicknell VL, Wright TM (1986) The effect of conformity, thickness and material on stresses in ultra-high molecular weight components for total joint replacement. J Bone Joint Surg 68 A:1041–1051
Google Scholar
Bayley JC, Scott RD, Ewald EC, Holmes GB (1988) Failure of metal-backed patellar component after total knee replacement. J Bone Joint Surg 70 A:669–674
Google Scholar
Beaupre G, Vasu R, Carter C, Schurman D (1986) Epiphyseal-based desisgns for tibial plateau components. II. Stress analysis in the sagittal plane. J Biomech 19:663–673
CAS PubMed Google Scholar
Bergmann E-G, Süssenbach F (1997) The unicondylar knee replacement as a treatment of varus/valgus osteoarthritis of the knee. Middle and long term results in Ph. Cartier: Unicomparmental knee arthroplasty. Elsevier Science. 181–191
Google Scholar
Bistolfi A, Massazza G, Lee GC, Deledda D, Berchialla P, Crova M (2013) Comparison of Fixed and Mobile-Bearing Total Knee Arthroplasty at a Mean Follow-up of 116 Months. J Bone Joint Surg Am 95(12):e831–e837
Google Scholar
Black DL, Cannon SR, Hilton A, Bankes MJK, Briggs TWR (2001) The Kinemax total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg (Br) 83-B:359–363
Google Scholar
Blaha J, Freeman MAR, Revell P, Todd R (1982) The fixation of a proximal tibial polyethylene prosthesis without cement. J Bone Joint Surg 64 B:326–335
Google Scholar
Blauth W (1986) Unsere Kniegelenkprothesen mit Patellaersatz. Z Orthop 124(125):Y–240
Google Scholar
Blauth W, Bontemps G, Skripitz W (1977) Zum gegenwärtigen Stand künstlicher Kniegelenke vom Typ des Scharniergelenks. Arch orthop Unfall-Chir 88:259–272
CAS Google Scholar
Blauth W, Hiss E, Jäger R (1980) Die Kniegelenktotalprothese nach Blauth. Med Orth Tech 100:134–139
Google Scholar
Blazina ME, Fox JM et al. (1979) Patellofemoral replacement. Clin Orthop Relat Res. Oct;(144):98–102
Google Scholar
Blazina ME, Fox JM, Pizzo D, BroukhimB, Ivey FM (1979) Patellofemoral replacement. Clin Orthop 144:98–102
PubMed Google Scholar
Blazina ME, Fox JM, Del Pizzo W, Broukhim B, Ivey FM (2005) The classic: Patellofemoral replacement. Clinical Orthopaedics and Related Research 436:3–6
PubMed Google Scholar
Bobyn J, Cameron H, Abdulla D, Pilliar RC (1982) Weatherly biologic fixation and bone modeling with an unconstrained canine total knee prosthesis. Clin Orthop 166:301–312
PubMed Google Scholar
Bourne RB (2001) Reevaluating the unicondylar knee arthroplasty. Orthopedics 24(9):885–886
CAS PubMed Google Scholar
Bourne RB, Finlay J, Cohn N (1981) Principal strain in the humantibia before and after total knee arthroplasty. Trans Orthop Res Soc 6:160
Google Scholar
Brockett CL, Jennings LM, Hardaker C, Fisher J (2012) Wear of moderately cross-linked polyethylene in fixed-bearing total knee replacements. Proc Inst Mech Eng H Jul 226(7):529–35
Google Scholar
Bryan RS, Rand JA (1982) Revision total knee arthroplasty. Clin Orthop 170:116–122
PubMed Google Scholar
Buechel EE (1994) Cementless men is cal bearing knee arthroplasty: 7- to 12-year outcome analysis. Orthpedics 17(9):833–836
CAS Google Scholar
Buechel EE, Pappas MJ (1984) New Jersey integrated total knee replacement system: biomechanical analysis and clinical evaluation of 918 cases FDA Panel Presentation, Silver Spring, Maryland, July 11.
Google Scholar
Buechel EE, Pappas MJ (1986) The New Jersey low contact stress knee replacement system: biomechanical rationale and review of the first 123 cemented cases. Arch Orthop Trauma Surg 105:197
CAS PubMed Google Scholar
Buechel EE, Pappas MJ (1989) New Jersey low contact stress knee replacement system: ten year evaluation of meniscal bearings. Orthop Clin North Am 20:147
CAS PubMed Google Scholar
Buechel EE, Pappas MJ (1990) Long-term-survivorship analysis of cruciate-sparing versus cruciate-sacrificing knee prostheses using meniscal bearings. Clin Orthop 260:162–169
PubMed Google Scholar
Buechel EE, Rosa RA, Pappas MJ (1989) A metal backed, rotatingbearing patellar prosthesis to lower contact stress. An 11-year clinical study. Clin Orthop 248:34–49
PubMed Google Scholar
Cartier P, Cheaib S (1987) Unicondylar knee arthroplasty. 2–10 years of follow-up evaluation. J Arthroplasty 2(2):157–62
CAS PubMed Google Scholar
Cartier PH et al. (1997) Unicompartmental knee arthroplasty. Expension Sientifique Francaise
Google Scholar
Cartier P, Sanouiller JL, Khefacha A (2005) Long-term results with the first patellofemoral prosthesis. Clin Orthop Relat Res 436:47–54
PubMed Google Scholar
Cheal E, Hayes W, Lee C, Snyder B, Miller J (1985) Stress analysis of a condylar knee tibial component: Influence of metaphyseal shell properties and cement injection depth. J Orthop Res 3:424–434
CAS PubMed Google Scholar
Connelly G, Rimnac C, Wright T, Hertzberg R, Manson J (1984) Fatigue crack propagation behavior of ultra high molecular weight polyethylene. J Orthop Res 2:119–125
CAS PubMed Google Scholar
Coyte PC, Hawker G, Croxford R, Wright JG (1999) Rates of revision knee replacement in Ontario, Canada. J Bone Joint Surg Am 81(6):773–82
CAS PubMed Google Scholar
Crushner FD et al (2003) A quantitative histological comparison: ACL degeneration in the osteoarthritic knee. J Arthroplasty 18:687–692
Google Scholar
Cuckler JM (1996) Mechanisms of knee implant failure 12 th Ann Current Concepts in Joint Replacement, Orlando., S 163–164
Google Scholar
Davies AP, Vince AS et al. (2002) The radiologic prevalence of patellofemoral osteoarthritis. Clin Orthop Relat Res. 402:206–12
Google Scholar
Davis DK, Fithian DC (2002) Techniques of medial retinacular repair and reconstruction. Clin Orthop Relat Res 402:38–52
PubMed Google Scholar
Dawson J, Fitzpatrick R, Murray D, Carr A (1998) Questionnaire on the perceptions of patients about total knee replacement. J Bone Joint Surg (Br) 80-B:63–69
Google Scholar
De Cloedt P, Lagaye J, Lokietek W (1999) Femoro-patella prosthesis. Acta Orthop Belg 65:170–175
PubMed Google Scholar
De Winter WE, Feith R, van Loon CJ (2001) The Richards type II patellofemoral arthroplasty: 26 cases followed for 1-20 years. Acta Orthop Scand 72:487–490
PubMed Google Scholar
Dejour H, Bonnin M (1994) Tibial translation after anterior cruciate ligament rupture. Two radiological tests tests compared. J Bone Joint Surg 76:745–749
CAS Google Scholar
Dejour D, Lecoultre B (1998) Douleurs et instabilité rotulienne. Essai de Classification. Med Hyg 56:1466–1471
Google Scholar
Dejour H, Walch G, Neyret P, Adeleine P (1990) Dysplasia of the femoral trochlea. Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot 76:45–54
CAS PubMed Google Scholar
Dejour H, Walch G, Nove-Josserand L, Guier C (1994) Factors of patellar instability: an anatomic radiographic study. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 2:19–26
CAS PubMed Google Scholar
Dennis DA et al (2003) Multicenter determination of in vivo kinematics after total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 416:37–57
PubMed Google Scholar
Dennis DA, Komistek RD, Mahfouz MR (2003) In vivo fluoroscopic analysis of fixed bearing total knee replacements. Clin Orthop Relat Res 410:114–130
PubMed Google Scholar
Dorr LD et al (1988) Functional comparison of posterior cruciate retained versus sacrificed total Knee arthrplasty. Clin Orthop Relat Res 236:36–43
PubMed Google Scholar
Dye SF (2005) The pathophysiology of patellofemoral pain: a tissue homeostasis perspective. Clin Orthop Relat Res 436:100–110
PubMed Google Scholar
Engelbrecht E et al (1976) Statistics of total knee replacement: partial and total knee replacement, design St. Georg: a review of a 4-year observation. Clin Orthop 00(120):54–64
CAS Google Scholar
Engh GA, Ammeen D (2004) Is an intact anterior cruciate ligament needed in order to have a well-functioning unicondylar knee replacement? Clin Orthop Relat Res. 428:170–3. Review
Google Scholar
Engh GA, Mc Auley JP (1999) Unicondylar arthroplasty: an option for high-demand patients with Gonarthrosis. Instr Course Lect 48:143–148
CAS PubMed Google Scholar
Engh G, Parks NL (1994) The classification and treatment options of bone defects in revision knee surgery. AAOS, 24.–28. Febr.
Google Scholar
Engh GA, Dwyer KA, Hanes CK (1992) Polyethylene wear of metal-backed tibial components in total and unicompartmental knee prostheses. J Bone Joint Surg Br 74:9–17
CAS PubMed Google Scholar
Ezzet KA, Garcia R, Barrack RL (1995) Effect of component fixation method on osteolysis in total knee arthroplasty. Clin Orthop 321:86–91
PubMed Google Scholar
Feller JA, Bartlett RJ, Lang DM (1996) Patellar resurfacing versus retention in total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg (Br) 78-B:226–228
Google Scholar
Fisher J, McEwen HM, Barnett PI, Bell C, Stone MH, Ingham E (2004a) Influences of sterilising techniques on polyethylene wear. Knee 11(3):173–176
CAS PubMed Google Scholar
Fisher J, McEwen HM, Tipper JL, Galvin AL, Ingram J, Kamali A, Stone MH, Ingham E (2004b) Wear, debris, and biologic activity of cross-linked polyethylene in the knee: benefits and potential concerns. Clin Orthop Relat Res 428:114–119
PubMed Google Scholar
Forsythe ME, Englund RE, Leighton RK (2000) Unicondylar knee arthroplasty: a cementless perspective. Can J Surg 43(6):417–424
CAS PubMed Central PubMed Google Scholar
Freeman MAR, Blaha JD, Brown G, Day WH, Insler HP, Revel PA (1981) Cementless fixation of a tibial component of the knee. Trans Orthop Res Soc 6:157
Google Scholar
Fuchs S et al (2002) Proprioceptive function, clinical results, and quality of life after Unicondylar sledge prosthesis. Am J Phys Med Rehabil 81:478–482
CAS PubMed Google Scholar
Fuchs S et al (2003) Proprioception with bicondylar sledge prostheses retaining cruciate ligaments. Clin Orthop Relat Res 406:148–154
PubMed Google Scholar
Fuchs S et al (2005) Clinical and functional comparison of uni- and bicondylar sledge prostheses. Knee Surg Sports Traumatol Arthrsoc 13:197–202
CAS Google Scholar
Fulkerson JP (1994) Patellofemoral pain disorders: evaluation and management. J Am Acad Orthop Surg 2:124–132
PubMed Google Scholar
Gacon G, Travers V, Barba L, Lalain J-J, Laurencon M, Ray A (1993) Reprises pour échecs de prosthèses unicompartimentales du genou. Stratégie thérapeutique et résultats à propos de 40 cas. Rev Chir Orthop 79:635–642
CAS PubMed Google Scholar
Garg A, Walker P (1986) The effect of the interface on the bone stresses benath tibial components. J Biomech 19:957–967
CAS PubMed Google Scholar
Gluck T (1890) Autoplastik - Transplantation – Implantation von Fremdkörpern. Berl klin Wschr 27 4:421–427
Google Scholar
Gómez-Barrena E, Martinez-Moreno E, Munuera L (1996) Segmental sensory innervation of the anterior cruciate ligament and the patellar tendon of the cat’s knee. Acta Orthop Scand 67:545–552
PubMed Google Scholar
Goodfellow J, Hungerford DS, Zindel M (1976) Patellofemoral joint mechanics and pathology. J Bone Joint Surg (Br) 58-B:287–290
Google Scholar
Goodfellow JW, O’Connor J (1978) The mechanics of the knee and prosthesis design. J Bone Joint Surg 60B:358–369
Google Scholar
Goodfellow JW, O’Connor J (1986) Clinical results of the Oxford knee: surface arthroplasty of tibiofemoral joint with a meniscal bearing prosthesis. Clin Orthop 205:21–42
PubMed Google Scholar
Goodfellow J, O’Connor J, Murray DW (2002) The Oxford meniscal unicompartmental knee. J Knee Surg 15(4):240–246
PubMed Google Scholar
Grelsamer RP, Dejour D, Gould J (2008) The pathophysiologiy of patellofemoral arthritis. Orthop Clin North Am 39:269–274
PubMed Google Scholar
Gschwend N (1975a) GSB knee arthroplasty. Z Orthop 113:537–539
CAS PubMed Google Scholar
Gschwend N (1975bb) Indikation zur Verwendung von Teilprothesen, Schlittenprothesen und Scharnierprothesen am Beispiel des Kniegelenkes. Orth Prax 12:924
Google Scholar
Gschwend N (1978) GSB knee joint: a further possibility, principle, results. Clin Orthop 132:170–176
PubMed Google Scholar
Gschwend N, Loehr J (1981) The Gschwend-Scheier-Bahler (GSB) replacement of the rheumatoid knee joint. Reconstr Surg Traumatol 18:174–194
CAS PubMed Google Scholar
Gschwend N, Scheier HI, Bahler A, Meyer RP (1980) The GSB knee arthroplasty. Int Orthop 3:281–284
CAS PubMed Google Scholar
Gunston FH (1971) Polycentric knee arthroplasty. Prosthetic simulation of normal knee movement. J Bone Joint Surg Br 53(2):272–277
CAS PubMed Google Scholar
Haider H, Weisenburger JN, Kurtz SM, Rimnac CM, Freedman J, Schroeder DW, Garvin KL (2012) Does vitamin E-stabilized ultrahigh-molecular-weight polyethylene address concerns of cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty? J Arthroplasty 27(3):461–469
PubMed Google Scholar
Halata Z, Wagner C, Baumann KI (1999) Sensory nerve endings in the anterior cruciate ligament (Lig. Cruciatum anterius) of sheep. Anat Rec 254:13–21
CAS PubMed Google Scholar
Harwin SF (1998) Patellofemoral complications in symmetrical total knee arthroplasty. J Arthroplasty 13:153–162
Google Scholar
Hassenpflug J (1992) Die Blauth-Knieendoprothese. Grundlagen, gegenwartiger Stand und Ausblick. Hans Huber, Bern Gottingen Toronto Seattle
Google Scholar
Hassenpflug J, Hiss E, Rauch G (1985) Untersuchungen zur Primärstabilität von Kniegelenksscharnierendoprothesen unterschiedlicher Schaftlänge. In: Lechner E, Ascherl R, Blümel G, Hungerford DS (Hrsg) Kniegelenksendoprothetik - eine aktuelle Bestandsaufnahme. Schattauer, Stuttgart New York, S 35–46
Google Scholar
Hassenpflug J, Harten K, Hahne HJ, Hobeck K, Holland C, Maronna U (1988) Ist die Implantation von Kniegelenkscharnierendoprothesen noch vertretbar? Z Orthop 126:398–407
CAS PubMed Google Scholar
Hau RCY, Newman JH (2008) Knee replacement for osteoarthritis secondary to chronic patella dislocation and trochlear dysplasia. The Knee 15:447–450
PubMed Google Scholar
Hendrix M, Newman JH (2006) Trochlear dysplasia – an under recognised cause of patello femoral arthritis. J Bone Joint Surg 88B(SupII):251
Google Scholar
Hernigou P, Deschamps G (2002) Patellar impingement following unicompartmental arthroplasty. J Bone Joint Surg Am 84-A(7):1132–1137
CAS PubMed Google Scholar
Hodrick JT, Severson EP, McAlister DS, Dahl B, Hofmann AA (2008) Highly crosslinked polyethylene is safe for use in total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 466(11):2806–2812
PubMed Central PubMed Google Scholar
Hood RW, Wright TA (1983) Burstein Retrieval analysis total knee prostheses: A method and its application to 48 total condylar prostheses. J Biomed Mater Res 17:829–842
CAS PubMed Google Scholar
Huang CH, Lee YM, Liau JJ, Cheng CK (1998) Comparison of muscle strength of posterior cruciate-retained versus cruciate-sacrificed total knee arthroplasty. J Arthroplasty 13(7):779–83
CAS PubMed Google Scholar
Huch K (2005) Sport activities 5 years after total knee or hip arthroplasty: the Ulm osteoarthritis Study. Ann Rheum Dis 64:1715–1720 (Epub 2005 Apr 20)
CAS PubMed Central PubMed Google Scholar
Huot JC, Van Citters DW, Currier JH, Currier BH, Mayor MB, Collier JP (2010) Evaluating the suitability of highly cross-linked and remelted materials for use in posterior stabilized knees. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 95(2):298–307. doi:10.1002/jbm.b.31714
PubMed Google Scholar
Huson A, Spoor CW, Verbout AJ (1989) A model of the human knee derived from kinematic principles and its relevance for endoprosthesis design. Acta Morphal Neerl Scand 270:45
Google Scholar
Hyldahl HC, Regner L, Carlsson L, Karrholm J, Weidenhielm L (2001) Does metal backing improve fixation of tibial component in unicondylar knee arthroplasty? A randomized radiostereometric analysis. J Arthroplasty 16(2):174–179
CAS PubMed Google Scholar
Insall JN (1984a) Total knee replacement. In: Insall JN (Hrsg) Surgery of the knee. Churchill Livingstone, New York, S 587–695
Google Scholar
Insall JN (1984b) Surgical approaches to the knee. Insall JN (Hrsg.) Surgery of the knee. Churchill Livingstone, New York, S 41–54
Google Scholar
Insall JN, Lachiewicz PE, Burstein AH (1982) The posterior stabilized condylar prosthesis: a modification of the total condylar design. Two- to four-year clinical experience. J Bone Joint Surg 64 A:1317–1323
Google Scholar
Institute of Medical and Biological Engineering, University of Leeds, Leeds LS29JT, UK. j.fisher@leeds.ac.uk
Google Scholar
Iwano T (1990) Roentgengraphic and clinical findings of patellofemoral osteoarthritis. With special reference to its relationship to femorotibial osteoarthrosis and etiologic factors. Clin Orthop Relat Res 252:190–197
PubMed Google Scholar
Jacobs W, Anderson P, Limbeek J, Wymenga A (2004) Mobile bearing vs fixed bearing prostheses for total knee arthroplasty for post-operative functional status in patients with osteoarthritis and rheumatoid arthritis. Cochrane Database Syst Rev 2(2):CD003130
PubMed Google Scholar
Jacofsky DJ (2008) Highly cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty: in the affirmative. J Arthroplasty 23(7 Suppl):28–30 (Epub 2008 Aug 12) doi:10.1016/j.arth.2008.06.017.
PubMed Google Scholar
Jenny JY, Rapp E, Kehr P (1997) Proximal tibial meniscal slope: a comparison with the bone slope. Rev Chir Orthop Reparatrice Appar Mot 84(5):435–438
Google Scholar
Jerosch J, Heisel J (1998) Knieendoprothetik. Springer, Berlin Heidelberg New York
Google Scholar
Jerosch J, Fuchs S, Liljenqvist U, Haftka S (1995a) Auswirkungen unterschiedlicher Sterilisationsverfahren auf den Oxidationsgrad auf den Werkstoff ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE). Biomed Tech 40:296–303
CAS Google Scholar
Jerosch J, Schroder J, Steinbeck J (1995bb) Arthroskopie bei KnieEndoprothesen. Arthroskopie 8:133–136
Google Scholar
Jerosch J, Schmidt K, Prymka M (1997a) Beeinflussung propriozeptiver Fähigkeiten von Kniegelenken mit einer primären Gonarthrose. Unfallchirurg 100:219–224
CAS PubMed Google Scholar
Jerosch J, Fuchs S, Reichelt R, Haftka S (1997b) Probleme des Implantatwerkstoffes ultrahochmolekurlares Polyethylen (UHMWPE. In: Puhl W (Hrsg) Performance of the wear couple Biolox forte in hip alloarthroplasty. Enke, Stuttgart, S 11–22
Google Scholar
Jerosch J, Heisel J, Fuchs S (1997cc) Postoperative Entlastung und Sportfähigkeit nach endoprothetischem Hüftgelenkersatz. Krankengymnastik 49:1135–1146
Google Scholar
Jerosch J, Fuchs S, Heisel J (1997d) Knieendoprothetik - eine Standortbestimmung. Deutsches Ärzteblatt 94:449–455
Google Scholar
Jerosch J, Schäffer C, Prymka M (1998) Proprioceptive abilities of surgically and conservatively treated knee joints with injuries of the cruciate ligament. Unfallchirug 101:26–31
CAS Google Scholar
Jerosch J, Schunck J, Neuhäuser C (2009) Knorpel- und Kreuzbandstatus von Patienten, die eine Knieendoprothese erhalten. Orthopädische Praxis 45:22–26
Google Scholar
Johansson H (1991) Role of knee ligaments in proprioception and regulation of muscle stiffness. J Electromyogr Kinesiol 1(3):158–179
CAS PubMed Google Scholar
Johnson J, Krug W, Nahon D, Miller J, Ahmed A (1983) An evaluation of the load bearing capability of the cancellous proximal tibia with special interest to the design of knee implants. Trans Orthop Res Soc 8:403
Google Scholar
Jonsson GT (1981) Compartmental arthroplasty for gonarthrosis. Acta Orthop Scand 52(SUppI193):1–110
Google Scholar
Jung KA, Lee SC, Hwang SH, Kim SM (2008) Fracture of a second-generation highly cross-linked UHMWPE tibial post in a posterior-stabilized scorpio knee system. Orthopedics 31(11):1137
PubMed Google Scholar
Kim W, Rand JA, Chao EYS (1993) Biomechanics of the knee. In: Rand JA (Hrsg) Total knee arthroplasty. Raven Press, New York, S 9–58
Google Scholar
Kim YH, Kim JS, Choe JW, Kim HJ (2012) Long-term comparison of fixed-bearing and mobile-bearing total knee replacements in patients younger than fifty-one years of age with osteoarthritis. J Bone Joint Surg Am 94(10):866–73. doi:10.2106/JBJS.K.00884
PubMed Google Scholar
Klein M, Franz A (2008) Bicompartimental Knee arthroplasty in the living Knee studied by MRT International Knee Meeting Frankfurt.
Google Scholar
Knutson K, Jönson G, Langer Anderson J, Larustotti H, Lindgren L (1981) Deformation and loosening of the tibial component in knee arthroplasty with unicompartimental endoprosthesis. Acta Orthop Scand 52(6):667–673
CAS PubMed Google Scholar
Komistek R, Dennis D, Mahfouz M (2003) In vivo fluoroscopic analysis of the normal knee. Clin Orthop Rel Res 410:69–81
Google Scholar
Kooijman HJ, Driessen AP, van Horn JR (2003) Long-term results of patellofemoral arthrosplasty. A report of 56 arthroplasties with 17 years of follow-up. J Bone Joint Surg Br 85:836–840
CAS PubMed Google Scholar
Krajca-Radcliffe JB, Coker TP (1996) Patellofemoral arthroplasty. A 2- to 18-year follow-up study. Clin Orthop Relat Res 330:143–151
PubMed Google Scholar
Kulkarni MM, Eldridge JD, Newman JH (2008) Clinical presentations of Trochlear dysplasia. J Bone Joint Surg 90B(Sup II):257
Google Scholar
Labey L et al (2010) Joint kinematic in Bicompartimental-replaced knees for seven motor tasks International Knee Meeting, Berlin.
Google Scholar
Lachiewicz PF, Geyer MR (2011) The use of highly cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty. J Am Acad Orthop Surg 19(3):143–151
PubMed Google Scholar
Landy M, Walker P (1985) Wear in condylar replacement knees: A ten years follow-up. Trans Orthop Res Soc 10:96
Google Scholar
Laskin RS (1988) Tricon-M uncemented total knee arthroplasty. A review of 96 knees followed for longer than 2 years. J Arthroplasty 3(1):27–38
CAS PubMed Google Scholar
Leadbetter WB, Ragland PS (2005) Mont m.A. the appropriate use of patellofemoral arthroplasty: an analysis of reported indications, contraindications and failures. Clin Orthop Relat Res 436:91–99
PubMed Google Scholar
Leopold SS, Greidanus N, Paprosky WG et al (1999) High rate of failure of allograft reconstruction of the extensor mechanism after total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg Am 81(11):1574–1579
CAS PubMed Google Scholar
Lewis JL, Jaycox D, Wang O (1977) Stress analysis of some features of knee prostheses by finite emements. Trans Orthop Res Soc 2:55
Google Scholar
Lewis JL, Askew MJ, Jaycox DP (1982) A comparative evaluation of tibial component designs of total kee prosthesis. J Bone Joint Surg 64 A:129–134
Google Scholar
Lewold S, Goodman S, Knutson K, Robertson O, Linsgren L (1995) Oxford meniscal bearing versus the Marmor knee in unicompartmental arthroplasty for arthrosis. J Arthroplasty 10:722–731
CAS PubMed Google Scholar
Lombardi AV, Engh GA, Volz RG, Albrigo JL, Brainard BJ (1988) Fracture/dissociation of the polyethylene in metal-backed patellar components total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg 70 A(6):675–679
Google Scholar
Long WJ, Levi GS, Scuderi GR (2012) Highly cross-linked polyethylene in posterior stabilized total knee arthroplasty: early results. Orthop Clin North Am 43(5):e35–e38 (Epub 2012 Sep 27) doi:10.1016/j.ocl.2012.07.005.
PubMed Google Scholar
Lonner JH (2007) Patellofemoral arthroplasty. J Am Acad Orthop Surg 15:495–506
PubMed Google Scholar
Lubinus HH (1979) Patella glide bearing total replacement. Orthopaedics 2:119–127
CAS Google Scholar
Luna JT, Sembrano JN, Gioe TJ (2010) Mobile and fixed-bearing (all-polyethylene tibial component) total knee arthroplasty designs: surgical technique. J Bone Joint Surg Am 92(Suppl 1 Pt 2):240–249
PubMed Google Scholar
Ly S, Burnstein A-H (1994) Ultra high molecular weight polyethylene. J Bone Joint Surg 76:1080–1090
Google Scholar
Mac Ausland WR (1957) Total replacement of the knee joint by a prosthesis. Surg Gynec Obstet 104:579–583
CAS Google Scholar
MacIntosh DL (1958) Hemiarthroplasty of the knee using a spaceoccupyingvprosthesis for painful varus and valgus deformities. J Bone Joint Surg 40 A:1431
Google Scholar
Mahoney OM, Noble PC, Rhoads DD, Alexander JW, Tullos HS (1994) Posterior cruciate function following total knee arthroplasty. A biomechanical study. J Arthroplasty 9(6):569–78
CAS PubMed Google Scholar
Manley M, Stulberg B, Stern L, Watson J, Stulberg S (1987) Direct oberservation of micromotion at the implant bone interface with cemented and noncemented tibial components. Trans Orthop Res Soc 12:436
Google Scholar
Marmor L (1973) The modular knee. Clin Orthop 94:242–248
PubMed Google Scholar
Matziolis G, Mehlhorn S, Schattat N, Diederichs G, Hube R, Perka C, Matziolis D (2012) How much of the PCL is really preserved during the tibial cut? Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 20(6):1083–1086
PubMed Google Scholar
Mazas FB (1973) Guepar: Guepar total knee prosthesis. Clin Orthop 94:211–221
PubMed Google Scholar
McAlindon TE et al (1992) Radiographic patterns of osteoarthritis of the knee joint in the communitiy: the importance of the patellofemoral joint. Ann Rheum Dis 51:844–849
CAS PubMed Central PubMed Google Scholar
McKeever CC (1955) Patellar prothesis. J Bone Joint Surg Am 37:1074–1084
PubMed Google Scholar
Mears D (1979) Mechanical behaviors of real materials. In: Materials in Orthopaedic surgery. Williams & Wilkins, Baltimore, S 92–106
Google Scholar
Medel FJ, Peña P, Cegoñino J, Gómez-Barrena E, Puértolas JA (2007) Comparative fatigue behavior and toughness of remelted and annealed highly crosslinked polyethylenes. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 83(2):380–90
PubMed Google Scholar
Merchant AC (1988) Classification of patellofemoral disorders. Arthroscopy 4:235–240
CAS PubMed Google Scholar
Merchant AC (2004) Early results with a total patellofemoral joint replacement arthroplasty prosthesis. J Arthroplasty 19:829–836
PubMed Google Scholar
Miegel R, Walker P, Nelson P (1986) A compliant interface for total knee arthroplasty. J Orthop Res 4:486–493
CAS PubMed Google Scholar
Miehlke RK, Klumpert R, Klever F (1982) Dehnungs- und Spannungsanalysen an der Verankerung von Scharnierprothesen und Gleitachsprothesen des Kniegelenks. Z Orthop 120:412
Google Scholar
Miller J (1989) Fixation in total knee arthroplasty. In: Insall JN (Hrsg) Surgery of the knee. Churchill Livingstone, New York, S 717–728
Google Scholar
Minoda Y, Aihara M, Sakawa A, Fukuoka S, Hayakawa K, Tomita M, Umeda N, Ohzono K (2009) Comparison between highly cross-linked and conventional polyethylene in total knee arthroplasty. Knee 16(5):348–351 (Epub 2009 Mar 5) doi:10.1016/j.knee.2009.01.005.
PubMed Google Scholar
Winter de Mirjam WE, Feith R, van Loon CJ (2001) The Richards type II patellofemoral arthroplasty: 26 cases followed for 1-20 years. Acta Orthopaedica Scandanavia 72(5):487–490
Google Scholar
Mirra J, Amstutz H, Matos M, Gold R (1976) The pathology of the joint tissues and its clinical relavance in prosthesis failure. Clin Orthop 117:221–240
PubMed Google Scholar
Mirra J, Marder R, Amstutz H (1982) The pathology of failed total joint arthorplasty. Clin Orthop 170:175–183
PubMed Google Scholar
Miura H, Whitesides L, Easlley J, Amador D (1988) Effects of screws and sleeve on initial fixation in uncemented total knee tibial component. Pamphlet from the DePaul Biomechanics Laboratories. Self publishing, Bridgeton
Google Scholar
Miyatsu M, Atsuta Y, Watakabe M (1993) The physiology of mechanoreceptors in the anterior cruciate ligament. An experimental study in decerebrate-spinalised animals. J Bone Joint Surg Br 75(4):653–657
CAS PubMed Google Scholar
Moeys EJ (1954) Metal alloplasty of the knee joint. An experimental study. J Bone Joint Surg 71 A:704–713
Google Scholar
Moro-oka TA, Muenchinger M, Canciani JP, Banks SA (2007) Comparing in vivo kinematics of anterior cruciate-retaining and posterior cruciate-retaining total knee arthroplasty. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc 15(1):93–99
PubMed Google Scholar
Mulford JS, Eldridge JD, Porteous AJ, Ackroyd CE, Newman JH (2009) Revision of isolated patellofemoral arthroplasty to total knee replacement. Current Orthopaedic Practice 20:437–441
Google Scholar
Murase K, Crowninshield RD, Petersen DR, Chang TS (1982) An analysis of tibial component design in total knee arthroplasty. J Biomech 16(1):13–22
Google Scholar
Muratoglu OK, Bragdon CR, O’Connor DO, Perinchief RS, Jasty M, Harris WH (2002) Aggressive wear testing of a cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 404:89–95
PubMed Google Scholar
Muratoglu OK, Ruberti J, Melotti S, Spiegelberg SH, Greenbaum ES, Harris WH (2003) Optical analysis of surface changes on early retrievals of highly cross-linked and conventional polyethylene tibial inserts. J Arthroplasty 18(7 Suppl 1):42–47
PubMed Google Scholar
Muratoglu OK, Bragdon CR, Jasty M, O’Connor DO, Von Knoch RS, Harris WH (2004a) Knee-simulator testing of conventional and cross-linked polyethylene tibial inserts. J Arthroplasty 19(7):887–897
PubMed Google Scholar
Muratoglu OK, Burroughs BR, Bragdon CR, Christensen S, Lozynsky A, Harris WH (2004b) Knee simulator wear of polyethylene tibias articulating against explanted rough femoral components. Clin Orthop Relat Res 428:108–113
PubMed Google Scholar
Muratoglu OK, Greenbaum ES, Bragdon CR, Jasty M, Freiberg AA, Harris WH (2004) Surface analysis of early retrieved acetabular, polyethylene liners: a comparison of conventional and highly crosslinked polyethylenes. J Arthroplasty. 19(1):68–77
Google Scholar
Murray DW, Goodfellow JW, O’Connor JJ (1998) The Oxford medial unicompartmental arthroplasty: a ten-year survival study. J Bone Joint Surg Br 80(6):983–989
CAS PubMed Google Scholar
Nakagawa S et al (2000) Tibiofemoral movement 3: Full flexion in the living knee studied by MRI. J Bone Joint Surg Br 82:1199–1200
CAS PubMed Google Scholar
Nelissen RG, Hogendoorn PC (2001) Retain or sacrifice the posterior cruciate ligament in total knee arthroplasty? A histopathological study of the cruciate ligament in osteoarthritic and rheumatoid disease. J Clin Pathol 54(5):381–384
CAS PubMed Central PubMed Google Scholar
Neyret P, Chatain F, Deschamps G (1997) Unicompartmental Knee Replacement: Biomaterial and Designs Ph. Cartier: Unicomparmental knee arthroplasty. Elsevier Science. 56–60
Google Scholar
Nicol SG, Loveridge JM, Weale AE, Ackroyd CE, Newman JH (2006) Arthritis progression after patellofemoral joint replacement. The Knee 13:290–295
PubMed Google Scholar
Nobel PC et al (2005) Does total knee replacement restore normal knee function? Clin Orthop Relat Res 431:157–165
Google Scholar
Oberlander MA, Baker CI, Morgan BE (1998) Patellofemoral arthrosis: the treatment options. Am J Orthop 27:263–270
CAS PubMed Google Scholar
Partington PF, Sawhney J, Rorabeck C, Barrack RL, Moore J (1999) Joint line restoration after revision total knee arthroplasty. Clin Orthop 367:165–171
PubMed Google Scholar
Phillips RS (1973) Shiers’alloplasty of the knee. Clin Orthop 94:122–127
PubMed Google Scholar
PIitz W (1991) Endoprothetik am Kniegelenk. Bestandsaufnahme und Perspektiven. Orthopäde 20:164–169
Google Scholar
Pinskerova V et al (2004) Does the femur roll back with flexion? J Bone Joint Surg Br 86:925–931
CAS PubMed Google Scholar
Pope MH, Fleming BC (1991) Knee Biomechanics and Materials. In: Laskin RS (Hrsg) Total knee replacement. Springer Verlag, London Berlin New York, S 25–40
Google Scholar
Post ZD, Matar WY, van de Leur T, Grossman EL, Austin MS (2010) Mobile-bearing total knee arthroplasty: better than a fixed-bearing? J Arthroplasty 25(6):998–1003
PubMed Google Scholar
Railton GT, Waterfield A, Nunn D, Freeman MA (1990) The effect of a metal-back without a stem upon the fixation of a tibial prosthesis. J Arthroplasty 5(Suppl):S67–S71
PubMed Google Scholar
Rauch G, Hiss E (1992) Primärfestigkeit intramedullarer Schaftverankerungen unterschiedlicher Länge. In: Hassenpflug J (Hrsg) Die Blauth-Knieendoprothese. Grundlagen, gegenwärtiger Stand und Ausblick. Hans Huber, Bern Göttingen Toronto Seattle, S 39–45
Google Scholar
Repicci JA (2003) Total knee or uni? Benefits and limitations of the unicondylar knee prosthesis. Orthopedics 26(3):274 (277)
PubMed Google Scholar
Ries MD, Pruitt L (2005) Effect of cross-linking on the microstructure and mechanical properties of ultra-high molecular weight polyethylene. Clin Orthop Relat Res 440:149–156
PubMed Google Scholar
Robertsson O, Dunbar M, Knutson K, Lewold S, Lidgren L (1999) Validation of the Swedish Knee Arthroplasty Register: a postal survey regarding 30,376 knees operated on between 1975 and 1995. Acta Orthop Scand 70(5):467–472
CAS PubMed Google Scholar
Robertsson O, Knutson K, Lewold S, Lidgren (2001) Unicompartmental arthroplasty. Results in Sweden 1986–1995. Acta Orthop Scand 72(5):503–513
CAS PubMed Google Scholar
Robinson EJ, Mulliken BD (1995) Catastrophic osteolysis in total knee replacement. Clin Orthop 321:98–105
PubMed Google Scholar
Rodriguez JA (2008) Cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty: in opposition. J Arthroplasty 23(7 Suppl):31–34
PubMed Google Scholar
Rolston L (2009) Bicompartimental Knee Arthroplasty using a MonoLithic Implantdesign seminars in Arthroplasty
Google Scholar
Rolston L, Moore C (2010) Conversion of lateral unicompartmental arthroplasty to anterior cruciate retaining tricompartmental knee arthroplasty. Knee 17:249–251
PubMed Google Scholar
Rolston L et al (2007) Bicompartimental knee arthroplasty: a bone-sparing, ligament-sparing, and minimally invasive alternative for active patients. Orthopedics 30:70–73
PubMed Google Scholar
Rolston L, Siewert K (2009) Assessment of Knee alignment after bicompartimental knee Arthroplasty. J Arthroplasty 24:1111–1114
PubMed Google Scholar
Romagnoli S, Camera MA, Berolotti M (2000) La protesi bimonocompartimentale con rispetto ricostruzione del LCA, Il. ginocchio 16:19
Google Scholar
Romanowski MR, Repicci JA (2003) Technical aspects of medial versus lateral minimally invasive unicondylar arthroplasty. Orthopedics 26(3):289–93
PubMed Google Scholar
Rose R, Crugnola A, Reis M (1979) On the origins of high in vivo wear rates in polyethylene components in total joint prostheses. Clin Orthop 145:277–286
PubMed Google Scholar
Rudert M, Galla M, Ackermann B, Stukenborg-Colsman C, Wirth CJ (2001) Valgus tibial head reconstruction, monocondylar sled prosthesis or bicondylar gliding surface replacement in therapy of medial gonarthrosis--a cost analysis. Z Orthop Ihre Grenzgeb 139(5):387–392
CAS PubMed Google Scholar
Ryd L, Lindstrand A, Rosenquist R, Selrik G (1986) Tibial component fixation in knee arthroplasty. Clin Orthop 213:141–149
PubMed Google Scholar
Ryd L, Lindstrand A, Stenström A, Selvik G (1990) Cold flow reduced by metal backing. An in vivo roentgen stereophotogrammetric analysis of unicompartmental tibial components. Acta Orthop Scand 61:21–25
CAS PubMed Google Scholar
Saleh KJ, Arendt EA, Eldridge J, Fulkerson JP, Minas T, Mulhall KJ (2005) Symposium. Operative treatment of patellofemoral arthritis. J Bone Joint Surg Am 87:659–671
PubMed Google Scholar
Schlepkow P (1989) The LCS knee kinematics in comparison with the kinematic behavior of the natural knee joint. LCS Users Symposium, Frankfurt Deutschland, Sept.
Google Scholar
Schlepkow P (1992) Three-dimensional kniematics of total knee replacement systems. Arch Orthop TraumatoISurg III:204
Google Scholar
Schöttle PB, Hensler D (2009) Therapie der patello-femoralen Arthrose. Arthroskopie 22:205–216
Google Scholar
Scuderi GR, Insall JN (1992) Total knee arthroplasty. Current clinical perspectives. Clin Orthop 276:26–32
PubMed Google Scholar
Seedhom B, Dowson D, Wright V, Longton E (1972) A technique for the study of geometry and contact in normal and artificial knee joints. Wear 20:189–199
Google Scholar
Sheehan JM (1978) Arthroplasty of the knee. J Bone Joint Surg 60-B:333–338
CAS Google Scholar
Sheehan JM (1979) Arthroplasty of the knee. Clin Orthop 145:101–109
PubMed Google Scholar
Shiers LGP (1954) Arhroplasty of the knee. Preliminary report of a new method. J Bone Joint Surg 36B:553–560
Google Scholar
Shiers LGP (1960) Arthroplasty of the knee, interim report of a new method. J Bone Joint Surg 42B:31–39
Google Scholar
Shoji H, Wolf A, Packard S, Yoshino S (1994) Cruciate retained and excised total knee arthroplasty. A comparative study in patients with bilateral total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 305:218–22
PubMed Google Scholar
Sisto DJ, Sarin VK (2006) Custom patellofemoral arthroplasty of the knee. Journal of Bone &amp Joint Surgery 88:1475–1480
Google Scholar
Smith AM, Peckett WRC, Butler-Manual PA, Venu KM, d’Arcy JC (2002) Treatment of patellofemoral arthritis using the Lubinus patellofemoral Arthroplasty: A retrospective review. The Knee 9:27–30
CAS PubMed Google Scholar
Solomonow M, Baratta R, Zhou BH, Shoji H, Bose W, Beck C, D’Ambrosia R (1987) The synergistic action of the anterior cruciate ligament and thigh muscles in maintaining joint stability. Am J Sports Med 3:207–213
Google Scholar
Sonstegard DA, Kaufer H, Matthews LS, Arbo A (1977) The Sperocentric knee. J Bone Joint Surg 59 A:602–616
Google Scholar
Spector TD, MacGregor AJ (2004) Risk factors for osteoarthritis: genetics. Oesteoarthr Cartil 12(Suppl A):S39–S44
Google Scholar
Stiehl JB, Dennis DA, Komistek RD, Keblish PA (2000a) In vivo kinematic comparison of posterior cruciate ligament retention or sacrifice with a mobile bearing total knee arthroplasty. Am J Knee Surg 13(1):13–18
CAS PubMed Google Scholar
Stiehl JB, Komistek RD, Cloutier JM, Dennis DA (2000b) The cruciate ligaments in total knee arthroplasty: a kinematic analysis of 2 total knee arthroplasties. J Arthroplasty 15(5):545–550
CAS PubMed Google Scholar
Svard UC (1998) Results from a Swedish Centre Advanced Oxford Unicompartmental Course. N.O.C., Oxford
Google Scholar
Svard UC, Price AJ (2001) Oxford medial unicompartmental knee arthroplasty. A survival analysis of an independent series. J Bone Joint Surg Br 83(2):191–194
CAS PubMed Google Scholar
Tauro B, Ackroyd CE, Newman JH, Shah NA (2001) The Lubinus patellofemoral arthroplasty. A five- to ten-year prospective study. J Bone Joint Surg Br 83:696–701
CAS PubMed Google Scholar
Townsend P, Diamond R, Wyatt P (1979) Aspects of tibial plateau design: Condyle and stem deflections by micromotion and photo-elastic analysis. Trans Orthop Res Soc 4:251
Google Scholar
Treharne R, Young R, Young S (1981) Wear of artificial joint materials III: Simulation of the knee joint using a computer controlled system. Eng Med 10:137–142
Google Scholar
Tria F (2009) Knee Society Meeting, AAOS New Orleans
Google Scholar
Tsuda E, Okamura Y, Otsuka H, Komatsu T, Tokuya S (2001) Direct evidence of the anterior cruciate ligament-hamstring reflex arc in humans. Am J Sports Med 29(1):83–87
CAS PubMed Google Scholar
Ungethüm M, Stallforth H (1981) Die Verankerungskräfte bei Knieprothesen in Abhängigkeit von der Konzeption und Positionierung der Gelenke. Z Orthop 119:433–438
PubMed Google Scholar
Utting MR, Davies G, Newman JH (2005) Is anterior knee pain a predisposing factor to patellofemoral osteoarthritis? The Knee 12:362–365
CAS PubMed Google Scholar
Vaidya C, Alvarez E, Vinciguerra J, Bruce DA, DesJardins JD (2011) Reduction of total knee replacement wear with vitamin E blended highly cross-linked ultra-high molecular weight polyethylene. Proc Inst Mech Eng H 225(1):1–7
CAS PubMed Google Scholar
Van Loon CJ, Wijers MM, de Waal Malefijt MC, Buma PP, Veth RP (1999) Femoral bone grafting in primary and revision total knee arthroplasty. Acta Orthop Belg 65(3):357–363
PubMed Google Scholar
Van Loon CJ, Kyriazopoulos A, Verdonschot N, de Waal Malefijt MC, Huiskes R, Buma P (2000) The role of femoral stem extension in total knee arthroplasty. Clin Orthop 378:282–289
PubMed Google Scholar
Vasu R, Carter D, Schurman D, Beaupre G (1986) Epiphyseal-based designs for tibial plateau design: Condyle and stem deflections by micromotion and photo-elastic analysis. Trans Orthop Re Soc 4:251
Google Scholar
Vince KG (2003) Why knees fail. J Arthroplasty 18(3 Suppl 1):39–44
PubMed Google Scholar
Volz RG, Nisbet JK, Lee RW, McMurtry MG (1988) The mechanical stability of various noncemented tibial components. Clin Orthop 226:38–42
PubMed Google Scholar
Wagner J, Bourgois R (1974) Biomechanical study of hinged knee prosthesis. Clin Orthop 102:188–193
PubMed Google Scholar
Walker ES (1989) Requirements for successful total knee replacements: design considerations. Orthop Clin North Am 20:15–29
CAS PubMed Google Scholar
Walker ES, Zhou C (1987) The dilemma of surface design in total knee replacement. Trans Orthop Res Soc 12:291
Google Scholar
Walker PS (1977) Friction and wear in artificial joints. In: Human joints and their artificial replacements. Thomas, Illinois, S 368–422
Google Scholar
Walker PS (1991) Design of Kinemax total knee replacement bearing surfaces. Acta Orthop Belgica 57(suppl II):108–113
Google Scholar
Walker PS, Hsieh (1977) Conformity in condylar replacement knee prostheses. J Bone Joint Surg 59B:222–228
Google Scholar
Walker PS, Ranawat C, Insall JN (1976) Fixation of the tibial components condylar replacement knee prosthesis. J Biomech 9:269–275
CAS PubMed Google Scholar
Walker PS, Reilly D, Ben-Dov M (1980) Load transfer in the upper femur before and after tibial component attachment. Trans Orthop Res Soc 5:16
Google Scholar
Walker PS, Greene D, Reilly D, Thatcher J, Ben-Dov M, Ewald FC (1981) Fixation of tibial components of knee prosthesis. J Bone Joint Surg 63 A:258–267
Google Scholar
Walker PS, Onchi K, Kurosawa H, Rodger RE (1984) Approaches to the interface in total joint arthroplasty. Clin Orthop 182:99–108
PubMed Google Scholar
Walldius B (1957) Arthroplasty of the knee using an endoprosthesis. Acta Orthop Scand. 5(Suppl):24
Google Scholar
Walldius B (1960) Arthroplasty of the knee using an endoprosthesis. Eight years experience. Acta Orthop Scand 39:137–148
Google Scholar
Walton MJ, Newman JH (2008) Preoperative mental well being and the outcome of knee replacement. The Knee 15:277–280
PubMed Google Scholar
Wang H et al (2009) Gait analysis after bicompartmental knee replacement. Clin Biomech (Bristol, Avon) 24:751–754
Google Scholar
Whitehouse S, Lingard EA, Katz JN, Learmonth ID (2003) Development and testing of a reduced WOMAC function scale. J Bone Joint Surg (Br) 85-B:706–711
Google Scholar
Whiteside LA (1993) Correction of ligament and bone defects in total arthroplasty of severly valgus knee. Clin Orthop 288:234–245
PubMed Google Scholar
Whiteside LA, Pafford J (1989) Load transfer characteristics of a noncemented total knee arthroplasty. Clin Orthop ReI Res 239:168–177
Google Scholar
Willert HG (1989) Diagnosis and salvage iof the infected hip. Presented at Current concepts in Implant Fixation, Orlando Florida
Google Scholar
Windsor RE, Scuderi GR, Moran MC, Insall JN (1989) Mechanisms of failure of femoral and tibial components in total knee arthroplasty. Clin Orthop 248:15–20
PubMed Google Scholar
Wright T, Fukubayashi T, Burstein A (1981) The effect of carbon fiber reinforcement on contact area, contact pressure, and time dependent deformation in polyethylene tibial components. J Biomed Mater Res 15:719–730
CAS PubMed Google Scholar
Wright T, Rimnac C, Faris P, Bansel M (1988) Analysis of surface damage in retrieved carbon fiber reinforced and plain polyethylene tibial components from posterior stabilized tibial components. J Bone Joint Surg 70 A:1312–1319
Google Scholar
Wright TM (2005) Polyethylene in knee arthroplasty: what is the future? Clin Orthop Relat Res 440:141–8
PubMed Google Scholar
Wright TM, Bartel DL (1986) The problem of surface damage in polyethylene total knee components. Clin Orthop 205:67–74
PubMed Google Scholar
Wroblewski BM, Siney PD (1993) Charnley low-friction arthroplasty of the hip. Long-term results. Clin Orthop 292:191–201
PubMed Google Scholar
Young HH (1963) Use of a hinged vitallium prosthesis for arthroplasty of the knee. A preliminary report. J Bone Joint Surg 45 A:1627–1642
Google Scholar
Zhang K, Mihalko WM (2012) Posterior cruciate mechanoreceptors in osteoarthritic and cruciate-retaining TKA retrievals: a pilot study. Clin Orthop Relat Res 470(7):1855–1859
PubMed Central PubMed Google Scholar

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Klinik für Orthopädie und Unfallchirurgie, Johanna-Etienne-Hospital, Neuss, Deutschland
Jörg Jerosch Prof. Dr. med. Dr. h. c.

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Jerosch, J. (2015). Welche Prothesen für das Kniegelenk gibt es?. In: Knieendoprothetik. Springer, Berlin, Heidelberg. https://doi.org/10.1007/978-3-642-38423-3_4

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DOI: https://doi.org/10.1007/978-3-642-38423-3_4
Published: 11 August 2015
Publisher Name: Springer, Berlin, Heidelberg
Print ISBN: 978-3-642-38422-6
Online ISBN: 978-3-642-38423-3
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Zusammenfassung

4.1 Hemi-Knieendoprothesen

4.1.1 Historischer Überblick

4.1.2 Aktuelle Designkonzepte

4.1.3 Design des Femurimplantates

4.1.4 Design des Tibiaimplantates

4.1.5 Verankerung

4.1.6 Hersteller

4.1.6.1 Aesculap – Search Evolution Uni (Abb. 4.2)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.2 Alphanorm – AMC Unikondylar-Knieprothese (Abb. 4.3)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.3 Biomet Merck – Oxford III – unikondylärer Knieersatz (Abb. 4.4)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.4 Biomet Merck – Repicci-II-System zum unikondylären Oberflächenersatz (Abb. 4.5)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.5 Centerpulse – Allegretto – unikondylärer Oberflächenersatz (Abb. 4.6)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.6 Depuy – Preservation-MIU-Kniesystem

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.7 Endoplant – UC-PLUS Solution – unikondyläre Knieendoprothese (Abb. 4.8)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.8 Link – Schlittenprothese Endomodell (Abb. 4.9)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.9 Smith & Nephew – Genesis – Uni (Abb. 4.10)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.1.6.10 Zimmer – M/G unikondyläres Knie (Abb. 4.12)

Das femorale Implantat

Das tibiale Implantat

Implantationstechnik

4.2 Patellofemorale Knieendoprothesen

4.2.1 Geschichtliche Entwicklung des patellofemoralen Gelenkersatzes

4.2.2 Traditionelle femoropatellare Endoprothesen

4.2.3 Moderne femoropatellare Endoprothesen

4.2.4 Momentan verwendete femoropatellare Endoprothesen

4.2.5 Indikationen zum femoropatellaren Gelenkersatz

4.2.6 Präoperative Planung

4.2.7 Postoperative Rehabilitation

4.2.8 Prothesendesigns

4.2.8.1 Smith & Nephew – PFJ

4.2.8.2 Link – Lubinus-Prothese

4.2.8.3 Biomet – Natural Knee, Vanguard (Abb. 4.16)

4.2.8.4 DePuy – PFJ (Abb. 4.17)

4.2.8.5 Zimmer – Gender Solutions Patello-Femoral Joint System (Abb. 4.18)

4.2.8.6 Arthrosurface – Wave (HemiCAP) (Abb. 4.19)

4.2.8.7 Stryker – Avon (Abb. 4.20)

4.2.9 Ergebnisse des femoropatellaren Gelenkersatzes

4.2.10 Probleme beim femoropatellaren Gelenkersatz

4.3 Bikompartimentelle Knieendoporthesen

4.4 Kreuzbanderhaltende Knieendoprothesen

4.4.1 Kreuzband erhalten, hinteres Kreuzband ersetzen

4.4.2 „Mobile bearing“

4.5 Kreuzbandersetzenden Prothesen

4.6 Gekoppelte Knieendoprothesen

4.7 Zementierte versus zementfreie Fixation

4.8 Gleitpaarungen in der Knieendoprothetik

4.8.1 Werkstoffprobleme bei der Tibiakomponente

4.8.2 Probleme des Werkstoffs Polyethylen

Ramextrusion

Pressverfahren

Abrieb

4.8.3 Die Belastung von Knieendoprothesen

4.1.6.1 Aesculap – Search Evolution Uni (Abb. 4.2)

4.1.6.2 Alphanorm – AMC Unikondylar-Knieprothese (Abb. 4.3)

4.1.6.3 Biomet Merck – Oxford III – unikondylärer Knieersatz (Abb. 4.4)

4.1.6.4 Biomet Merck – Repicci-II-System zum unikondylären Oberflächenersatz (Abb. 4.5)

4.1.6.5 Centerpulse – Allegretto – unikondylärer Oberflächenersatz (Abb. 4.6)

4.1.6.7 Endoplant – UC-PLUS Solution – unikondyläre Knieendoprothese (Abb. 4.8)

4.1.6.8 Link – Schlittenprothese Endomodell (Abb. 4.9)

4.1.6.9 Smith & Nephew – Genesis – Uni (Abb. 4.10)

4.1.6.10 Zimmer – M/G unikondyläres Knie (Abb. 4.12)

4.2.8.3 Biomet – Natural Knee, Vanguard (Abb. 4.16)

4.2.8.4 DePuy – PFJ (Abb. 4.17)

4.2.8.5 Zimmer – Gender Solutions Patello-Femoral Joint System (Abb. 4.18)

4.2.8.6 Arthrosurface – Wave (HemiCAP) (Abb. 4.19)

4.2.8.7 Stryker – Avon (Abb. 4.20)