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B978-3-437-24401-8.50012-1

10.1016/B978-3-437-24401-8.50012-1

978-3-437-24401-8

Prinzip der Zuggurtungsplatte am lateralen Oberschenkel.

Kompression durch Vorbiegung und Plattenspanner.

Anti-Gleitplatte an der proximalen Tibia.

Repositionsmanöver mit Hilfe der Platte am distalen Radius (Winkelstabil, volare Lage).

Gerade Platten (DC: breit, schmal, Kleinfragment).

Gelenknahe Platten proximale Tibia.

Bohrrichtung der Zugschraube.

LCDC-Platte.

Rekonstruktionsplatte mit Biegezange.

Winkelplatten.

Beispiel einer dynamischen Hüftschraube für das proximale Femur (DHS mit Trochanterstützplatte, Fa. Synthes).

Ein Kombinationsloch erlaubt die Verwendung von winkelstabilen und Standardschrauben.

Beispiel einer winkelstabilen Platte für proximale Humerusfrakturen.

Beispiel eines winkelstabilen, anatomisch adaptierten Plattensystems für die distale Tibia (Tibia-LCP, Fa. Synthes).

LISS für das distale Femur für die minimal-invasive Einbringung.

Beispiel eines typischen unaufgebohrten Oberschenkelmarknagels (UFN, Fa. Synthes) mit dynamischer (längsovales Loch) und statischer (rundes Loch) Verriegelungsmöglichkeit.

Beispiele für typische proximale Femurnägel. a Gamma-Nagel, b PFN.

Zusätzliche Verriegelungsmöglichkeiten bei geschwächter Knochenstruktur, hier bei einem distalen Femurnagel (DFN, Fa. Synthes).

Verriegelung eines proximalen Humerusnagels mittels Sprengring.

Sechs-Punkt-Abstützung der ECMES-Nägel.

Spanngerät eines Cerclagedrahtes.

Beispiel eines Platten-/Kabelsystems zur Osteosynthese bei periprothetischen Frakturen (LISS mit Kabelfixationssystem, Fa. Synthes).

Zuggurtungscerclage am Beispiel einer Patellaquerfraktur.

Gelockertes und zerstörtes Tibiaplateau einer Knieendoprothese mit der polarisationsoptischen Darstellung der Gelenkkapsel. Die Prothese zeigt die fortgeschrittene Zerstörung des Polyethyleneinsatzes und den Bruch der Tibiakomponente. Mikroskopisch sind in der Gelenkkapsel die zahlreichen Polyethylen-Partikel erkennbar.

Radiologischer 5-Jahres-Verlauf der Lockerung einer Schraubpfanne. Während nach der Implantation (a) ein unmittelbarer Kontakt zwischen Knochen und Prothese zu erkennen ist, zeigt die Röntgenkontrolle nach 2 Jahren (b) einen Saum um das Implantat mit einer Migration der Prothese nach kranial und medial. Fünf Jahre nach der Implantation ist der Aufbrauch des Pfannengrundes mit unmittelbar bevorstehender Perforation in das kleine Becken erkennbar (c).

Nomenklatur transplantierter Gewebe

Tab. 7.1
Gültige Bezeichnung Englisch Definition
Autogenes Transplantat Autograft Gewebe vom selben Menschen
Allogenes Transplantat Allograft Gewebe von einem anderen Menschen (Spender)
Xenogenes Transplantat Xenograft Gewebe tierischen Ursprungs

Die häufigsten Band- und Sehnentransplantate und ihre Verwendung (allo = allogenes Transplantat, auto = autogenes Transplantat)

Tab. 7.2
Transplantat Anwendung Ersatz von
Semitendinosussehne (auto) Frei Kreuzbänder (evtl. zusammen mit Grazilissehne)
Grazilissehne (auto) Frei Kreuzbänder (zusammen mit Semitendinosussehne), medialer patellofemorales Ligament
Drittel der Patellarsehne (auto) Frei Vorderes Kreuzband, hinteres Kreuzband
Quadrizepssehne (auto) Frei Vorderes Kreuzband, hinteres Kreuzband
Plantarissehne (auto) Frei Achillessehne (zur Argumentation)
Gestielt/frei Lateraler Bandapparat am Sprunggelenk
Plantarissehne (auto) Frei Kollateralbänder am Ellbogen
Palmarissehne (auto) Frei Kollateralbänder am Ellbogen
Drittel der Patellarsehne (allo) Frei Kreuzbänder
Tibialis-anterior-Sehne (allo) Frei Kreuzbänder
Achillessehne (allo) Frei Kreuzbänder

Implantate und Biomaterialien

Dieter Kohn

Tim Pohlemann

Natasha Reichert

Hanns-Peter Scharf

Reiner Wirbel

  • 7.1

    Osteosynthesematerialien 72

    • 7.1.1

      Osteosyntheseprinzipien 72

    • 7.1.2

      Plattenfunktionen 72

    • 7.1.3

      Verwendete Materialien 72

    • 7.1.4

      Unerwünschte Implantateigenschaften 73

  • 7.2

    Plattensysteme 74

    • 7.2.1

      Prinzipien der Plattensysteme 74

    • 7.2.2

      Schrauben 76

    • 7.2.3

      DC- und LCDC-Platten 77

    • 7.2.4

      Winkelplatten/Gleitschrauben 77

    • 7.2.5

      Winkelstabile Platten 78

  • 7.3

    Nagelsysteme 80

    • 7.3.1

      Wirkprinzip 80

    • 7.3.2

      Indikationen 80

    • 7.3.3

      Entwicklung 81

    • 7.3.4

      Spezielle Modelle 81

    • 7.3.5

      Federnägel/ECMES 82

  • 7.4

    Cerclagen 83

    • 7.4.1

      Wirkprinzip 83

    • 7.4.2

      Verfügbare Systeme 84

    • 7.4.3

      Indikationen 84

  • 7.5

    Endoprothesen 85

    • 7.5.1

      Wirkprinzip/Indikationen 85

    • 7.5.2

      Risiken und Komplikationen 85

    • 7.5.3

      Externe Qualitätssicherung 86

    • 7.5.4

      Verfügbare Systeme 86

    • 7.5.5

      Materialien 87

    • 7.5.6

      Radiologische Anzeichen der Prothesenlockerung 88

  • 7.6

    Band- und Sehnentransplantate 89

    • 7.6.1

      Heilungspotenzial der Bänder 89

    • 7.6.2

      Verfügbare Transplantate 89

Osteosynthesematerialien

Reiner Wirbel, Tim Pohlemann
Implantate bzw. Osteosynthesematerialien haben die Aufgabe, einen Knochenbruch in der gewünschten Position bei seiner Heilung zu unterstützen. Man muss dabei immer bedenken, dass die Knochenheilung durch ein Implantat nicht beschleunigt wird. Ein Implantat muss so lange seinen Dienst tun, bis die Knochenbruchheilung eingesetzt hat.

Osteosyntheseprinzipien

Grundsätzlich lassen sich alle Osteosynthesen auf zwei Prinzipien oder deren Kombination zurückführen: die Kompression und die Adaptation (Abstützung oder Schienung). Entsprechend dieser zwei Prinzipien sind biomechanisch zwei verschiedene Formen der Kraftübertragung in einem gebrochenen Knochen möglich: die Krafteinleitung in die Fraktur und die Kraftumleitung um die Fraktur. Mit der ersten Form der Osteosynthesetechnik wird eine rigide Fixation der Fraktur mit dem Ziel einer direkten Frakturheilung erzielt, bei der zweiten Form, der Adaptations-Osteosynthese, wird eine indirekte Knochenbruchheilung angestrebt, sie kommt vornehmlich bei diaphysären Schaftfrakturen in Frage, bei denen keine exakte, anatomische Einrichtung notwendig ist, sondern Länge, Achse und Rotation korrekt stabilisiert werden.
Kompression
Bei der Krafteinleitung in die Fraktur bewirkt die Osteosynthese, dass die unter Muskelzug oder Belastung einwirkenden Kräfte ganz oder teilweise über die Frakturflächen von Fragment zu Fragment übertragen werden. Dies setzt jedoch den Fragmentkontakt voraus.
Das Prinzip der Kompression ist bei Zugschrauben oder einer Drahtcerclage gegeben. Auch durch Platten, z. B. durch Verwendung von dynamischen Kompressionsplatten (siehe unten) oder mit einem Fixateur kann, z. B. bei einer Arthrodese, eine Kompression ausgeübt werden. Ein Marknagel kann bei dynamischer Verriegelung auch das Prinzip der Kompression enthalten (siehe unten).
Adaptation
Bei der Kraftumleitung um die Fraktur leitet die Osteosynthese die einwirkenden Kräfte an der Frakturzone vorbei. So übernimmt z. B. bei Trümmerfrakturen das Osteosynthesematerial den Kraftfluss in dem unverletzten stammnahen Hauptfragment auf und leitet ihn an der Frakturzone vorbei in ein körperfernes Hauptfragment weiter.
Eine Abstützung oder Schienung kann extraluminär, d. h. durch Platten, oder intraluminär durch Marknägel erfolgen.

Plattenfunktionen

Ein klassisches Beispiel einer Abstützplatte ist die Plattenosteosynthese eines Tibiakopfspaltbruches. Hier hat die Platte die Funktion, dass das Gelenkfragment nicht nach lateral oder medial gleitet, deshalb wird diese Platte ihrer Funktion nach auch als Anti-Gleitplatte bezeichnet.
Wird eine Platte verwendet, um den Kompressionseffekt von Schrauben zu sichern – als typisches Beispiel sei hier die Plattenosteosynthese einer distalen Fibulafraktur zu nennen, die zuvor mit ein oder zwei Zugschrauben fixiert wurde –, wird diese Platte ihrer Funktion nach als Neutralisationsplatte bezeichnet.
Liegt die Plattenlage der Zugkraft der natürlichen Belastungskräfte am Knochen gegenüber, typisches Beispiel ist die Plattenlage lateral am Femurschaft, spricht man entsprechend dem Zuggurtungseffekt der Platte von einer Zuggurtungsplatte ( Abb. 7.1).
Bei jeder Osteosynthese sollte man sich vorher exakt überlegen, welche Funktion das Implantat, das man verwenden möchte, haben soll.

Verwendete Materialien

Das verwendete Material zur Herstellung von Implantaten war bis vor ca. 10 Jahren vornehmlich der Stahl, bestehend aus einer Legierung von Chrom, Nickel und Molybdän. Trotz guter biomechanischer Eigenschaften wurde die Verwendung von Stahlimplantaten zunehmend durch die Einführung von Titanimplantaten ersetzt. Bei minimal geringerer mechanischer Festigkeit von Titanimplantaten liegen deren Vorteile in einer besseren Bioverträglichkeit und einer geringeren Infektrate.
Durch die systemische Entwicklung von weichteilschonenden Zugangswegen, wobei die Frakturzone nur so weit als notwendig freigelegt wird und somit die periostale Durchblutung möglichst wenig kompromittiert wird im Sinne einer so genannten biologischen Osteosynthese, sind die erwähnten biomechanischen Nachteile von untergeordneter Bedeutung.
Mittlerweile können auch mit Antibiotika beschichtete Implantate (Nägel, Platten) hergestellt werden. Ihre theoretischen Einsatzmöglichkeiten bei der Stabilisierung offener Frakturen werden zurzeit in mehreren klinischen Anwenderstudien geprüft.

Unerwünschte Implantateigenschaften

Jedes Osteosynthesematerial hat die Aufgabe, den gebrochenen Knochen in der gewünschten Stellung so lange zu fixieren, bis die Knochenbruchheilung eingesetzt hat. Wenn der Wettlauf mit der Zeit zwischen Knochenbruchheilung und Instabilität nicht gewonnen wird, wird jedes Implantat unabhängig seiner mechanischen Eigenschaften ermüden und früher oder später brechen.
Neben diesen sog. Ermüdungsbrüchen von Implantaten gehört die Korrosion zu den unerwünschten Implantateigenschaften. Die Korrosion ist bei Stahlimplantaten physikalisch eingehend beschrieben, bei Titanimplantaten soll sie in deutlich geringerem Ausmaß vorkommen, ein komplettes Ausbleiben der Korrosion (sog. Metallose) kann jedoch in praxi nicht bestätigt werden. Durch Korrosion werden im Gewebe Metallsalze freigesetzt, die zu Problemen der Gewebsverträglichkeit führen können. Die Korrosion soll jedoch die Knochenheilung nicht beeinflussen. Grundsätzlich werden drei Arten der Korrosion unterschieden:
  • Punktförmige Korrosion (Lochfraß): Sie ist für Stahlimplantate typisch und ist abhängig vom Reinheitsgrad des Metalls;

  • Galvanische Korrosion: Sie entsteht bei Kontakt unterschiedlicher Metalle, es sollen daher grundsätzlich nur identische Metalle miteinander kombiniert werden. Deshalb wird von den Herstellern empfohlen, stahlhaltige und titanhaltige Implantate nicht zu kombinieren (unedle und edle Metalle), in der Praxis spielt dieses physikalische Phänomen jedoch kaum eine Rolle. Eine galvanische Korrosion kann theoretisch auch zwischen Implantaten und Instrumenten (Metalltransfer) stattfinden, was jedoch bei der Beschaffenheit heutiger Instrumente und Implantate praktisch keine Rolle spielt.

  • Reibekorrosion: Sie entsteht bei lokal erhöhter Reibung durch Instabilität zwischen Schrauben und Platten.

Plattensysteme

Prinzipien der Plattensysteme

Wie bereits erwähnt, erfüllen Plattenosteosynthesen unterschiedliche Funktionen, je nach Applikationsort und -art. Mit einer Platte kann durch einen Plattenspanner, eine Vorbiegung oder der Verwendung einer exzentrischen Bohrung in den längsovalen Löchern einer DCP (dynamic compression plate) eine Kompression auf den Frakturspalt ausgeübt werden ( Abb. 7.2).
Bei Überbrückung einer Kompressionsosteosynthese, z. B. mittels Zugschrauben, spricht man von einer Neu-tralisationsplatte. Bei der äußeren Schienung einer Fraktur, die droht, entlang einer schiefen Ebene abzurutschen, z. B. bei einer lateralen Tibiakopffraktur oder einer distalen Radiusfraktur mit volarer Dislokation, wird die Platte als Abstützplatte oder Anti-Gleitplatte bezeichnet ( Abb. 7.3).
Grundsätzlich werden bei der Operationstechnik bzw. Applikationsart von Platten als Osteosynthesematerial zwei Vorgehensweisen voneinander unterschieden: die offene Reposition und interne Fixation (ORIF) und die biologische Plattenosteosynthese, bei der die Frakturzone unberührt bleibt. Bei meta- und diaphysären Frakturen wird die Platte über kleine, minimal-invasive Zugänge fernab der Fraktur eingeschoben und an der Fraktur vorbei an das gegenüberliegende Fragment platziert. Die Fixation am Knochen erfolgt dann mit Schrauben jeweils wiederum über kleine Inzisionen.
Bei der Verwendung von Platten als Osteosynthesematerial können diese auch als Repositionshilfen verwendet werden. So kann z. B. bei einer dorsal abgekippten distalen Radiusfraktur eine volare Platte am Gelenkfragment fixiert werden. Bei einer um den Dislokationswinkel volar am Radiusschaft abstehend eingebrachten Platte kann nach Anpressen der Platte an den Radiusschaft indirekt die Reposition des Gelenkfragmentes erfolgen ( Abb. 7.4).
Bei der Verwendung eines metallischen Implantates, zumeist einer Platte, und einem Methylmetacrylat-haltigen Knochenzement zur Stabilisierung von pathologischen Frakturen spricht man von einer Verbundosteosynthese. Durch den Knochenzement werden die zumeist durch eine Metastase aufgetretenen Knochendefekte aufgefüllt; die Vereinigung der Fraktur gelingt dann zumeist mittels Platten. Eine Knochenheilung ist in diesem Falle nicht mehr zu erwarten, da dem Knochen die biologische Potenz fehlt. Nach einer Verbundosteosynthese ist eine volle Belastbarkeit gegeben.
Prinzipiell gibt es nach ihrer Form verschiedene Plattensysteme. Man unterscheidet gerade, spezielle – auch Gelenkkopfplatten genannt – und Winkelplatten. Die geraden Platten sind als schmale und breite Implantate (4,5-mm-Schrauben) oder Kleinfragmentimplantate (3,5-mm-Schrauben) verfügbar ( Abb. 7.5). Zudem stehen gemäß ihrem Querschnitt dünne Drittelrohrplatten (3,5 mm) zur Verfügung. Je nach anatomischer Lokalisation (Hand, Gesicht) gibt es auch kleinere spezielle Implantatsysteme (1,0 bis 3,0 mm).
Für metaphysäre und Gelenkfrakturen gibt es diverse anatomisch vorgeformte Plattensysteme (z. B. proximale und distale Tibia, distaler Radius, etc., Abb. 7.6).
Platten werden mit Schrauben oder ausnahmsweise bei z. B. periprothetischen Frakturen mit Cerclagesystemen am Knochen fixiert. In der Regel sollten beidseits der Fraktur jeweils mindestens drei Schrauben beide Kortikalices fassen. Kommt es durch die Verwendung von Schraubenkopfgewinden oder anderen Formen der Verblockung von Schrauben und Platten, so spricht man von winkelstabilen Platten (siehe unten).

Schrauben

Schrauben stehen in verschiedenen Durchmessern von 1,0 mm bis 7,3 mm zur Verfügung. Man unterscheidet nach der Steigung ihrer Gewindegänge Spongiosa-schrauben mit kurzem (16 mm), langem (32 mm) oder durchgehendem Gewinde und Kortikalisschrauben. Spongiosaschrauben haben üblicherweise einen Durchmesser von 6,5 mm, beim Kleinfragmentinstrumentarium von 4,0 mm; Kortikalisschrauben entsprechend 4,5 mm bzw. 3,5 mm. Die Bohrung erfolgt mit entsprechend aufeinander abgestimmten 3,2 mm bzw. 2,5 mm dicken Bohrern. Schrauben werden benutzt, um Platten am Knochen zu fixieren, oder aber um einzelne Fragmente miteinander zu verbinden.
Zugschrauben
Eine Zugschraube übt Druck auf den Frakturspalt aus. Technisch wird dies dadurch ermöglicht, dass bei Verwendung von Kortikalisschrauben das erste Kortikalisloch größer aufgebohrt wird, so dass die Schraube durch dieses Loch mit ihrem Gewinde durchgleitet und nur auf der gegenüberliegenden Kortikalis Halt findet. Beim Festdrehen der Schraube wird somit ein Druck auf die Fragmente und damit den Frakturspalt erzeugt. Andererseits kann das Prinzip der Zugschraube bei Verwendung einer Spongiosaschraube mit kurzem oder langem Gewinde umgesetzt werden, wobei das Gewinde nur auf dem gegenüberliegenden Fragment greifen darf. Eine Zugschraube erzeugt den größten Druck auf den Frakturspalt, wenn sie senkrecht zur Frakturlinie eingebracht wird, dadurch besteht aber auch die größte Gefahr einer Fragmentverschiebung, so dass als Empfehlung der Richtung einer Zugschraube die Winkelhalbierende zwischen den Senkrechten zur Frakturlinie und Schaftachse angegeben wird ( Abb. 7.7).
Schrauben mit zwei verschiedenen Schraubengewindegängen im Bereich der Spitze und des Kopfes (sog. Herbert-Schraube) werden verwendet, um nach kompletter Versenkung des Schraubenkopfes im Knochen eine Kompression auf den Frakturspalt zu erreichen (Anwendungsgebiet: Skaphoid oder Radiusköpfchen). Dieser Schraubentyp kann als Sonderform einer Zugschraube angesehen werden.
Durchbohrte bzw. kanülierte Schrauben
Schrauben können prinzipiell auch als durchbohrte Schrauben mittels Führungsdrähten eingebracht werden. Dadurch wird eine exakte Platzierung möglich. Durchbohrte oder kanülierte Schrauben sind in verschiedenen Größen (von 3,0 mm bis 7,3 mm) erhältlich. Bei bestimmten Lokalisationen existierende besondere Instrumentarien zur Platzierung der kanülierten Schrauben (z. B. bei der Verschraubung von Densfrakturen oder der gedeckten Verschraubung des Iliosakralgelenkes).
Je nach Knochenbeschaffenheit können Unterlegscheiben verwendet werden, um ein Eindringen des Schraubenkopfes in den Knochen zu vermeiden. Je nach Lokalisation, z. B. im Bereich der Handchirurgie, können auch Schrauben mit speziell abgeflachten Köpfen verwendet werden, um eine entsprechende Weichteilirritation zu verhindern.
Stellschrauben
Von einer Stellschraube spricht man, wenn durch die Schraube ein Gelenk in einer gewünschten Position ruhiggestellt wird. Als typisches Beispiel sei hier die Sprunggelenkfraktur mit Zerreißung und Instabilität der Syndesmose genannt. Mit einer fibulo-talaren Stellschraube wird die Sprunggelenkgabel eingerichtet und fixiert. Üblicherweise werden dazu Kleinfragment-Kortikalisschrauben verwendet. Nach Verheilung der ligamentären Strukturen müssen diese Stellschrauben wieder entfernt werden, damit die Sprunggelenkbeweglichkeit freigegeben werden kann. Bei Belassen einer Stellschraube kommt es regelhaft durch antero-posteriore Bewegungen im oberen Sprunggelenk beim physiologischen Gehen zum Ermüdungsbruch der Schraube(n).

DC- und LCDC-Platten

Wie bereits beschrieben, kann durch eine Platte eine Kompression auf die Fraktur ausgeübt werden. Neben der Anwendung eines Plattenspanners kann diese Kompression durch Vorbiegen der Platte und durch Verwendung von Platten mit schräg-ovalen Löchern erreicht werden. Die dynamische Kompression wird dadurch erreicht, dass nach Anlegen der Platte jeweils proximal und distal der Fraktur in einem Plattenloch exzentrisch fernab der Fraktur eine Bohrung erfolgt. Beim Eindrehen der Schrauben proximal und distal führt der Gleitvorgang der Schraubenköpfe dazu, dass sich beide Fragmente aufeinander zubewegen und somit Druck auf den Frakturspalt ausgeübt wird. Diese Platten werden als DC-Platten bezeichnet (DC = dynamic compression).
Eine Weiterentwicklung dieser DC-Platte ist die LCDC-Platte (LCDC = limited contact dynamic compression). Um den Auflagedruck der Platte am Periost zu verringern und dadurch die periostale Durchblutung in Frakturnähe weniger zu kompromittieren, wurden auf der Rückseite der Platte zwischen den Plattenlöchern beidseits bogenförmige Aussparungen freigelassen. Die Auflagefläche am Knochen wurde dadurch um fast 50 verringert.
Eine typische Indikation einer Kleinfragment-LCDC-Platte ist die Unterarmschaftfraktur beim Erwachsenen, bei der sich aufgrund der hohen dort vorhandenen Torsionskräfte eine Nagel-Osteosynthese nicht durchgesetzt hat und im Gegensatz zu anderen Schaftfrakturen eine primäre Knochenbruchheilung angestrebt wird.
DC- und LCDC-Platten stehen heute als breite (mit in der a.p.-Ebene versetzten Löchern) und schmale (mit in der a.p.-Ebene nicht versetzten Löchern) Platten (4,5 mm) für Femur und Humerus, und als Kleinfragment-Platten (3,5 mm) für distale Tibia, Fibula, Radius und Ulna zur Verfügung ( Abb. 7.8).
Die so genannten Rekonstruktionsplatten besitzen zusätzlich eine Einkerbung in der a.p.-Ebene zwischen den jeweiligen Schraubenlöchern, so dass eine Biegung und damit Anpassung der Platte in der a.p.-Ebene möglich ist ( Abb. 7.9). Die biomechanischen Eigenschaften dieser Platten sind erwartungsgemäß schlechter. Zur Anwendung kommen diese Rekonstruktionsplatten bei anatomisch schwierigen Lokalisationen, die eine dreidimensionale Anpassung der Platten notwendig machen, z. B. im Bereich des Azetabulums oder im Bereich des distalen Humerus.

Winkelplatten/Gleitschrauben

Winkelplatten wurden entwickelt, um proximale und distale Femurfrakturen zu stabilisieren. Diese zeigen ein U-Profil im Bereich der Klinge und einen festen Winkel zwischen Klinge und Schaft. Die meisten Winkelplatten waren in einem Winkel von 130 für das proximale Femur oder von 95 für das distale Femur mit unterschiedlicher Klingen- und Schaftlänge erhältlich ( Abb. 7.10). Bis Mitte der 80er Jahre galt die Versorgung von distalen und proximalen Femurfrakturen mit Winkelplatten als Standard.
Die Winkelplatte hat heute in der Versorgung frischer Frakturen keine Bedeutung mehr; sie ist indiziert im Bereich der orthopädischen Chirurgie bei Umstellungen am proximalen oder distalen Femur. Über entsprechende Zielgeräte wird der Klingensitz der Winkelplatte durch Bohrungen und Meißelungen vorbereitet. Dann wird die Klingenplatte mit entsprechend vorher ausgemessener Klingen- und Schaftlänge eingeschlagen. Dabei wird die geplante Umstellung in die Bohrung derart mit einbezogen, dass der Schaft der Winkelplatte mit einem korrespondierenden Winkel am Schaft absteht. Nach Osteotomie und entsprechender Knochenkeilentfernung. wird die Korrektur der Umstellung durch Fixation des Schaftes der Klingenplatte am Knochen bewerkstelligt. Winkelplatten stehen dafür in verschiedenen Winkelgraden, verschiedenen Klingen und Schaftlängen zur Verfügung.
Um eine Belastung nach einer per- oder subtrochantären Femurfraktur möglichst früh zu erlauben, wurde Anfang der 80er Jahre durch die AO die Winkelplatte durch ein zweiteiliges Implantat mit einem zentralen Schraubenanteil und einem darübergleitenden Winkelplattenanteil entwickelt. Die dynamische Hüftschraube (DHS) bzw. dynamische Kompressionsschraube (DCS) fand schnell ihr Einsatzgebiet am proximalen und distalen Femur. Bei pertrochantären Frakturen kann durch die DHS bei guter medialer Abstützung eine frühzeitige Belastung erlaubt werden, sie ist sogar zur Ausübung einer Kompression auf den Frakturspalt erwünscht. Die DHS ist mit einem Winkel von 135 und 150, die DCS mit einem Winkel von 95 erhältlich. Über entsprechende winkelförmige Zielgeräte wird unter Bildwandlerkontrolle ein Kirschner-Draht in die gewünschte Position des Schenkelhalses vorgebohrt. Nach Überbohren mit einem kanülierten abgestuften Bohrer wird die ebenfalls kanülierte Schenkelhalsschraube platziert, bevor darüber der winkelförmige Schaftanteil eingeschoben wird. Nach Fixation am Femurschaft ist für den zentralen Schraubenanteil über eine gewisse Strecke ein Gleiten im Schaftanteil möglich. Zusätzlich kann auf die DHS lateral eine sogenannte Trochanter-Abstützplatte aufgeschraubt werden, die dann zur Fixation von Trochanter-major-Abrissen verwendet werden kann ( Abb. 7.11).
Die Operationstechnik der DCS wurde der der DHS nachempfunden mit deutlich erleichterter Implantationstechnik im Vergleich zur Winkelplatte. Ein dynamisches Gleiten ist jedoch bei nahezu senkrechtem Krafteinfluss auf das Implantat nicht möglich.
Bei subtrochantär auslaufenden Frakturen sowie bei distalen Femurfrakturen wurde über einen langen Zeitraum die DCS als Standard-Implantat verwendet, bevor entsprechende winkelstabile Nagelsysteme ihre Indikation in den letzten 10 bis 15 Jahren deutlich eingeschränkt bzw. fast komplett ersetzt haben.

Winkelstabile Platten

Das unterschiedliche Plattendesign bestimmt die Stabilität und die Auflagefläche am Knochen. Bei den konventionellen Platten ist jedoch die Kraftüberleitung zwischen Platte und Knochen von der Fixation der eingebrachten Schrauben im Knochen abhängig. Bei schlechter Knochenqualität kommt es zum Auslockern der Schrauben und infolge der zunehmenden Instabilität zu einem Platten-Ermüdungsbruch.
Wirkprinzip
Bereits seit mehreren Jahrzehnten existieren sogenannte Plattenfixateur-Systeme, die im Bereich von Pseudoarthrosen oder im Bereich der Wirbelsäule eingesetzt wurden. Durch eine konsequente Weiterentwicklung dieser Plattenfixateure wurden im letzten Jahrzehnt diverse winkelstabile Platten entwickelt. Winkelstabile Platten brauchen und sollen nicht direkt am Knochen anliegen, kompromittieren somit nicht die periostale Durchblutung und können gemäß ihrer Funktion auch als ein Fixateur interne bezeichnet werden. Die meisten dieser Platten haben so genannte Kombinationslöcher (combi-hole), deren Form einer Acht ähnelt, und die sowohl konventionell als auch winkelstabil besetzt werden können ( Abb. 7.12). Die Winkelstabilität wird dadurch hergestellt, dass das Gewinde im Schraubenkopf sich mit dem Gewinde im Plattenloch verbindet.
Bezüglich der biomechanischen Philosophie sind winkelstabile Platten gemäß einer biologischen Osteosynthese Kraftträger, die die einwirkenden Kräfte an der Frakturzone vorbeileiten und eine sekundäre Knochenbruchheilung mit Kallusbildung bewirken. Zumeist können sie über minimal-invasive Zugänge appliziert werden. Dies setzt jedoch eine mögliche geschlossene, indirekte Frakturreposition voraus, mit Ausgleich von Länge, Achse und Rotation.
Verfügbare Größen und Formen
Winkelstabile Platten werden als LC-Platten (LC = locking compression) bezeichnet. Sie stehen in zwei Standardgrößen (3,5 mm und 5,0 mm) zur Verfügung, für spezielle Indikationen (z. B. in der Handchirurgie) existieren jedoch auch kleinere Schraubendurchmesser (2,0 mm bis 3,0 mm). Ähnlich der DC-Platten gibt es bei den 5,0-mm-Implantaten schmale und breite Platten (mit versetzten Löchern). Die 5,0-mm-Implantate werden in der Regel für das Femur, die Tibia und den Humerusschaft verwendet. 3,5-mm-Implantate finden ihren Einsatz am proximalen und distalen Humerus, am Unterarm sowie im Bereich der distalen Tibia.
Für gelenknahe, metaphysäre Frakturen sind inzwischen mehrere speziell geformte Platten entwickelt worden, so für den proximalen Humerus (Philos-Platte: proximal humerus interlocking system, Abb. 7.13), für den distalen Humerus, die proximale Ulna, den distalen Radius sowie für gelenknahe Tibiafrakturen (proximale T- oder L-förmige Tibia-LCP und distale Tibia-LCP, Abb. 7.14). Diese Platten haben durch ihre anatomiegerechte Form den Vorteil, dass sie dem Knochen nicht angepasst werden müssen. Ein Anbiegen der Platte mit möglicher Zerstörung eines Plattenlochgewindes kann somit verhindert werden.
Auch Rekonstruktions- und mittlerweile auch Drittelrohrplatten stehen als winkelstabile Implantate zur Verfügung. Für ein möglichst minimal-invasives Anbringen der LC-Platten gelten dieselben Voraussetzungen einer geschlossenen indirekten Frakturreposition wie bei den konventionellen Platten. Gleiches gilt für die möglichen indirekten Repositionsmanöver mit dem einliegenden Plattenimplantat.
LISS (less invasive stabilizing system)
Für das distale Femur und für die proximale Tibia stehen spezielle winkelstabile (5,0 mm) Implantate zur Verfügung, die am gelenknahen Plattenende mit einem Zielbügel verbunden werden können, über den die gelenkfernen Schraubenlöcher über Bohrbuchsen via Stichinzisionen besetzt werden können. Dadurch war es möglich, über kleine gelenknahe Zugänge die Platte im Sinne einer biologischen Osteosynthese einzuschieben. Dieses spezielle winkelstabile Plattensystem wird als LISS (less invasive stabilizing system) bezeichnet ( Abb. 7.15) und steht in verschiedenen Längen zur Verfügung. Die klinische Anwendung des LISS begann 1996 für das distale Femur und 1998 für die proximale Tibia. Ihre Hauptindikationsgebiete sind metaphysäre, aber auch in das Kniegelenk einstrahlende Frakturen von Tibia und Femur sowie periprothetische Frakturen. Bei Gelenkfrakturen kann nach zunächst möglichst anatomischer Rekonstruktion der Gelenkfläche der durch Schrauben vereinte Gelenkblock mittels LISS sicher am Schaft fixiert werden. Biomechanische Untersuchungen sprechen für ein möglichst langstreckiges Implantat, um eine größtmögliche Kraftumleitung zu erhalten. In der metaphysären Frakturzone sollen möglichst keine Schrauben zu liegen kommen. Bei der Fixation am Schaftfragment bieten bikortikale Schrauben-Verankerungen keine wesentlichen Vorteile gegenüber einer monokortikalen Schraubenlage.

MERKE

Zusammenfassend haben winkelstabile Platten ihre vornehmliche Indikation im metaphysären Frakturbereich langer Röhrenknochen bei zumeist durch eine Osteoporose herabgesetzter Knochenqualität.

Nagelsysteme

Wirkprinzip

Marknägel sind intramedulläre Schienungen, die sowohl eine Krafteinleitung in die Fraktur als auch eine Kraftumleitung um die Fraktur ermöglichen. Zur Rotationssicherheit werden Marknägel immer proximal und distal der Fraktur mit Querbolzen verriegelt. Eine Kompression ist möglich, wenn eine dynamische Verriegelung (im Gleitloch) gewählt wird. Die Kompression wird dynamisch durch die Belastung des Patienten erreicht (dynamische Verriegelung). Alternativ kann eine im Nagel proximal zentral gegen den proximalen Querbolzen eingebrachte Schraube eine Kompression erzeugen (Kompressions-Marknagel). Werden zusätzliche Rundlöcher im Nagel mit Querbolzen besetzt, ist kein dynamisches Gleiten möglich, man spricht von einer statischen Verriegelung ( Abb. 7.16).

Indikationen

Indikationen für Verriegelungs-Marknägel sind die diaphysären Frakturen von Femur, Tibia und Humerus. Marknägel für die Knochen des Unterarmes wurden zwar entwickelt, haben sich aber nicht bewährt bzw. durchgesetzt, zum einen wegen der technisch schwierigen Verriegelung dieser dünnkalibrigen Nägel; zum anderen wird wegen der hohen Torsionskräfte am Unterarm eine anatomische Reposition und direkte Knochenheilung angestrebt, welche mit einer offenen Reposition und Plattenosteosynthese sicherer erreicht werden kann.
Querfrakturen in Schaftmitte (Typ A-3-Frakturen) eignen sich besonders zur dynamischen Verriegelung, während mehrfragmentäre Frakturen statisch verriegelt werden.
Die Intention einer Marknagelung ist ein minimal-invasives Vorgehen möglichst ohne Freilegung der Fraktur mit dem Ziel einer indirekten Frakturheilung in korrekter Länge, Achse und Rotation des langen Röhrenknochens.
Für metaphysäre, gelenknahe Frakturen stehen besondere Marknägel zur Verfügung, die z.T. mit Gelenkkomponenten (z. B. Gamma-Nagel am proximalen Femur) winkelstabil verbunden werden können. So existieren spezielle Nägel für den proximalen Humerus (PHN), das proximale Femur (PFN, Gamma-Nagel) und für die proximale Tibia (PTN, Abb. 7.17).

Entwicklung

Die primäre Marknagelentwicklung erforderte ein Aufbohren des Markraumes, danach kam es zu einer guten Verklemmung des Nagels in der Diaphyse.
Seit ca. 15–20 Jahren wurden zunehmend solide Marknägel entwickelt, die kein Aufbohren des Markraumes erforderlich machen. Gründe für diese Entwicklung waren die Befürchtung einer Keimverschleppung bei offenen Frakturen sowie die beobachteten Mikroembolien von Luft und Bohrmehl im Rahmen des Bohrvorganges. Aufgebohrte Marknägel werden deshalb bei Patienten mit einem relevanten Thoraxtrauma nicht empfohlen. Durch die Einführung der soliden Nägel hat sich die Indikation auch bis zu den offenen Frakturen des Grades IIIA erweitern lassen. Zurzeit werden multizentrische klinische Studien durchgeführt, ob eine Antibiotika-Beschichtung dieser Nägel bei offenen Frakturen Vorteile erbringt.

Spezielle Modelle

Es existieren heute mehrere Modelle von unaufgebohrten Marknägeln für das Femur (UFN = unreamed femur nail), für die Tibia (UTN) und für den Humerus (UHN) zur Versorgung dia- und metaphysärer Frakturen. Für das Femur gibt es mehrere Modelle von proximal einzubringenden Nägeln mit einer winkelstabil im Nagel zu verankernden Schenkelhalskomponente; hier seien exemplarisch der Gamma-Nagel, der PFN (proximal femur nail) und der TFN (trochanteric femur nail) genannt. Dabei wird die Schenkelhalskomponente durch eine Schraube, zwei Schrauben oder durch eine Spiralklinge gebildet. Die Winkelstabilität wird durch eine von proximal in den Nagel eingedrehte Schraube hergestellt.
Am Femur steht auch ein speziell von distal einzubringender Nagel (DFN = distal femur nail) zur Verfügung. Die Winkelstabilität wird dadurch hergestellt, dass über die distale Nagelöffnung eine Schraube eingebracht wird und gegen den distalen Bolzen verklemmt wird ( Abb. 7.18).
Im Bereich des Humerus kann der UHN anterograd in Beach-chair-Lagerung, aber auch retrograd in Bauchlage oberhalb der Fossa olecrani eingebracht werden. Bei metaphysären Frakturen ist die suffiziente Fixation des kürzeren gelenknahen Fragmentes oft schwierig zu bewerkstelligen, so dass hierfür spezielle Nagelsysteme entwickelt wurden. Dies gilt für den proximalen Humerus (PHN) und für die proximale Tibia (PTN). Die Winkelstabilität kann durch Gewindegänge im Nagelloch oder durch spezielle Sprengringe erreicht werden ( Abb. 7.19). Die intramedulläre Nagelosteosynthese konkurriert bei diesen Frakturlokalisationen mit extramedullären winkelstabilen Plattensystemen.

Federnägel/ECMES

Eine Sonderform der intramedullären Marknagelung stellen die elastischen Titanstifte oder Federnägel dar. Durch ihre Rückstellkraft wirken sie entsprechend einer stabilen Osteosynthese durch eine Dreipunktabstützung. Diese Nägel stützen sich am Eintrittspunkt, auf der gegenüberliegenden Kortikalis (in Höhe der Fraktur) und jenseits der Fraktur auf der ipsilateralen Kortikalis ab. Durch das Einbringen zweier elastischer Federnägel entsteht so eine Abstützung an sechs Punkten ( Abb. 7.20). Die Osteosynthese kann deshalb als stabil bezeichnet werden, weshalb der Begriff der ESIN (elastisch stabile intramedulläre Nagelung) oder französisch ECMES (embrochage centremedullaire elastic stable) eingeführt wurde. Da diese Nagelentwicklung in Nancy von Prof. Prevot vorangetrieben wurde, werden diese Nägel auch als Nancy- oder Prevot-Nägel bezeichnet.
Die ECMES-Nägel eignen sich besonders für Querfrakturen von Femur, Tibia und Humerus; hier werden jeweils zwei Nägel eingesetzt, wobei der Durchmesser eines Nagels ca. des Markraumes betragen sollte. Bei Unterarmfrakturen wirken Ulna und Radius durch die verbindende Membrana interossea funktionell wie ein Knochen, so dass hier pro Knochen nur ein Draht verwendet werden muss.
Wegen der Knochenqualität und der schnelleren Knochenheilung bleiben die ECMES-Nägel kindlichen Schaftfrakturen zwischen dem 3. und 14. Lebensjahr vorbehalten. Bei unter 2-Jährigen ist der Knochen zu weich, bei über 14-Jährigen ähnelt die Knochenheilung der des Erwachsenen, so dass die elastische Stabilität der ECMES-Nägel hier nicht mehr als ausreichend angesehen werden kann.
Beim Erwachsenen ergibt sich eine besondere Indikation für die Implantation eines ECMES- Nagels bei einer Klavikulaschaftfraktur oder bei einer subkapitalen Mittelhandknochenfraktur.

Cerclagen

Wirkprinzip

Cerclagen aus Metall können benutzt werden, um einzelne Fragmente oder andere Implantate (Kirschner-Drähte oder Platten) am Knochenschaft zu fixieren. Das Prinzip der Zuggurtung basiert darauf, dass Zugkräfte durch die Montage in interfragmentäre Kompression umgewandelt werden. Dies setzt voraus, dass auf einer Seite der Fraktur Zugkräfte einwirken und zumindest auf der anderen Seite des Bruches eine stabile knöcherne Abstützung besteht. Die einwirkenden Muskelkräfte (sei es durch Muskelzug oder durch anatomische Vorgaben am Knochen selbst) werden vom Osteosynthesematerial aufgefangen und hierbei in interfragmentäre Kompression umgewandelt. Eine Zuggurtung wirkt ähnlich einem Scharnier; auch eine Platte kann, z. B. am lateralen Oberschenkelschaft angelegt, dieses Zuggurtungsprinzip realisieren (siehe oben, Abb. 7.1).
Cerclagedrähte werden in der Regel mit parallel eingebrachten Kirschner-Drähten angewendet, welche als innere Schienung zusätzliche Scher- und Biegekräfte ausschalten; durch die Parallelität der Kirschner-Drähte kann die interfragmentäre Kompression auf den Frakturspalt weiterhin durch Festziehen des Cerclagedrahtes ausgeübt werden. Das Spannen des Cerclagedrahtes kann mittels Spanngeräten ( Abb. 7.21) durchgeführt, oder einfach durch Zusammenzwirbeln der beiden Drahtenden mit einer Fachzange bewerkstelligt werden.

Verfügbare Systeme

Es stehen Cerclagedrähte in diversen Draht-Durchmessern zur Verfügung, wobei zumeist 1,0 mm bis 1,5 mm dicke Drahtschlingen verwendet werden. Seit kurzer Zeit stehen von verschiedenen Anbietern alternativ auch polyaxiale Drahtkabel zur Verfügung, die über Spanngeräte mit definierter Kraft gespannt und mittels Quetsch-Plomben fixiert werden können. Diese Spannkabel eignen sich sehr gut zur Fixation eines abgerissenen Trochanter majors oder zur Fixation einer LISS am Femurschaft bei einliegender Hüftprothese. Über Spezial-einsätze in die proximalen Plattenlöcher kann die Kabelfixation um den Femurschaft am LISS erfolgen ( Abb. 7.22).
Der Vorteil dieser Cerclage-Spannkabel liegt eindeutig in einer höheren Reißfestigkeit gegenüber einer konventionellen Drahtcerclage, weshalb sie speziell am proximalen Femur mit den dort hohen einwirkenden Kräften empfohlen werden können.

Indikationen

Die typischen Indikationen für eine Zuggurtungscerclage sind die Olekranon- und Patellaquerfraktur. Bei der Patellaquerfraktur ist darauf zu achten, dass die Drahtschlinge ventral angebracht wird, so dass bei Beugung Druck auf den Frakturspalt ausgeübt wird ( Abb. 7.23). Cerclagedrähte können auch benutzt werden, um Bandnähte zu sichern, wie z. B. die sog. McLaughlin-Cerclage zwischen Patella und Tuberositas tibiae bei einer Ruptur des Lig. patellae. Zum Schutz vor Ausreißungen aus dem Knochen können die Drahtschlingen auch durch kanülierte Schrauben, die zur inneren Fixation eingebracht wurden, hindurchgeführt werden.
Als Nachteil der Cerclagen wird eine erhöhte Infektgefahr beschrieben, dadurch, dass die Kraftausübung der fest angezogenen Cerclagedrähte Weichteilgewebe quetschen kann. Es ist deshalb darauf zu achten, dass möglichst keine Weichteilinterposition von Fett- oder Muskelgewebe vorliegt.
LITERATUR

Müller et al., 1991

MEMüllerMAllgöwerRSchneiderHWilleneggerManual of Internal Fixation, 3. Edition1991SpringerBerlin, Heidelberg, New York

Ruedi and Murphy, 2003

TPRuediWMMurphyAO-Prinzipien des Frakturmanagements2003ThiemeStuttgart

Rüter et al., 2003

ARüterOTrentzMWagnerUnfallchirurgie2. Auflage2003Urban & FischerMünchen, Jena

Wirth and Mutschler, 2007

CJWirthWMutschlerPraxis der Orthopädie und Unfallchirurgie2007ThiemeStuttgart

Endoprothesen

Hanns-PeterScharf

NatashaReichert

Wirkprinzip/Indikationen

Endoprothesen sind Gelenk-Nachbildungen aus Fremdmaterial, die zum dauerhaften Verbleib im Körper bestimmt sind. In Deutschland werden pro Jahr etwa 180 000 Hüftgelenke und 120 000 Kniegelenke neu implantiert.
Der Ersatz eines Gelenkes durch eine Endoprothese ist indiziert, wenn Schmerzen oder der Funktionsverlust des Gelenkes zu einer anhaltenden Reduktion der Lebensqualität des Patienten führen und andere Therapieverfahren keine ausreichende oder keine dauerhafte Besserung mehr erwarten lassen. Am häufigsten sind fortgeschrittene Arthrosen der Grund für einen Gelenk-ersatz, weitere Indikationen können aus einer ausgeprägten Instabilität des Gelenkes, der unfall- oder tumorbedingten Gelenkdestruktion, dem Funktionsverlust durch Versteifung oder entzündlichen Gelenkde-struktionen resultieren. Auch bei älteren Patienten mit gelenknahen Frakturen kann aufgrund der notwendigen frühzeitigen Mobilisierung die Indikation zum Gelenk-ersatz resultieren. Ein typisches Beispiel ist die mediale Schenkelhalsfraktur, bei der das Ziel der unmittelbaren postoperativen Mobilisation verfolgt wird. In der Regel wird durch den Ersatz des Gelenkes eine rasche und nachhaltige Schmerzbefreiung und Verbesserung der Gelenkfunktion erreicht. Welches Leistungsniveau die Patienten wieder erreichen, hängt aber von zahlreichen individuellen Faktoren ab. Durch die schmerzarme Beweglichkeit sind im besten Fall auch sportliche Aktivitäten ohne wesentliche Einschränkung wieder möglich. Neben Hüft- und Kniegelenken werden heutzutage auch das Schulter-, Ellenbogen-, Sprung- oder Fingergelenke durch Endoprothesen ersetzt.
Wenige Implantate werden so mit technologischem Fortschritt (Robotertechnik, computergestützte minimal-invasive Chirurgie, neuartiges Produktdesign) assoziiert wie die Endoprothesen. Neben dem reinen wissenschaftlichen Fortschritt sind oft auch ökonomische Interessen eine Motivation. Die echte Überlegenheit einzelner Produkte oder Technologien kann nur in Ausnahmefällen wissenschaftlich belegt werden, da insbesondere auf Grund der langen Nachbeobachtungszeiten und der hohen Fallzahlen vergleichende Studien mit einem wissenschaftlichen Studiendesign fehlen.

Risiken und Komplikationen

Wie jedes technische Gelenk unterliegt auch die Endoprothese im Laufe der Zeit einem Verschleiß ( Abb. 7.24), der insbesondere die Gleitpaarungen betrifft. Die entstandenen Abriebpartikel werden vom Körper über ein entzündliches Granulationsgewebe resorbiert und führen über die Aktivierung von Osteoklasten zur Prothesenlockerung, die möglicherweise einen Endoprothesen-Wechsel notwendig macht. Bei den derzeitigen Hüft- und Kniegelenksprothesen geht man von einer durchschnittlichen Haltbarkeit von 20 Jahren aus. Langzeitstudien haben gezeigt, dass 90 der Patienten mit einer Hüftprothese auch nach über 15 Jahren noch sehr zufrieden waren. Die Langzeitergebnisse für Knieendoprothesen liegen nicht in vergleichbarem Umfang vor, nach den Angaben des Schwedischen Endoprothesenregisters ist von einer Wechselrate von 2,5 nach 7 Jahren auszugehen.
Wie jede Operation haben auch gelenkersetzende Operationen Risiken und Folgen:
  • Allgemeine Risiken und Komplikationen: Hämatom, Wundheilungsstörungen, Wundinfekt, tiefe Beinve-nenthrombose, Embolie, Gefäßverletzung, Nervenverletzung;

  • Spezielle Folgen: Beinlängenunterschied;

  • Komplikationen: Frakturen, Instabilität, aseptische Früh- und Spätlockerung sowie Funktionseinschränkung, Arthrofibrosen.

Externe Qualitätssicherung

Durch das Gesundheitsreformgesetz ( 137 SGB V) sind in Deutschland zugelassene Krankenhäuser seit 1989 verpflichtet, sich an Maßnahmen der externen Qualitätssicherung zu beteiligen. Die Spitzenverbände der Krankenkassen schlossen mit der Deutschen Kranken-hausgesellschaft eine Vereinbarung ab über eine Rahmenempfehlung zur Sicherung der Qualität der Krankenhausleistungen bei Fallpauschalen und Sonderentgelten (gem. 137 i. V. m. 112 SGB V). Unter die Dokumentationspflicht zur externen Qualitätssicherung fallen daher auch der Einsatz und die Revision künstlicher Hüft- und Kniegelenke. Die Organisation der Dokumentation ist Aufgabe der Länder und wird durch die jeweilige Landesgeschäftsstelle wahrgenommen. Auf Bundesebene wurden diese Aufgaben der Bundesgeschäftsstelle für Qualitätssicherung in Düsseldorf übertragen, die dem Gemeinsamen Bundesausschuss unterstellt ist. Die externe Qualitätssicherung kann in der Endoprothetik jedoch nur die Struktur- und Prozessqualität sichern, da die Ergebnisqualität von Gelenkersatzoperationen wesentlich von den Langzeiterfolgen abhängt und eine sektorübergreifende Qualitätssicherung bislang nicht etabliert wurde.
Daher wurden in Analogie zu anderen Ländern (Schweden, Norwegen, Österreich) immer wieder Versuche unternommen, eine zusätzliche externe Qualitätssicherung in Form eines Endoprothesenregisters zu etablieren. Alle diese Versuche sind bisher nicht über lokale, in ihrem Umfang stark begrenzte Register hinausgekommen. Die fehlende Verbindlichkeit der Dokumentation, erhebliche Restriktionen durch den Datenschutz und die fehlende Finanzierung haben in der Vergangenheit trotz allem initialen Enthusiasmus alle Versuche eines Deutschen Endoprothesenregisters scheitern lassen.

Verfügbare Systeme

Künstliche Gelenke müssen hohen statischen und dynamischen Belastungen standhalten, da sie je nach Bewegungsart und -geschwindigkeit mit dem bis zum Dreizehnfachen des Körpergewichts belastet werden. Trotz verschiedenster Designvarianten erreicht bisher keine Endoprothese eine dauerhafte Verankerung. Allein in Deutschland werden weit über hundert unterschiedliche Hüftendoprothesensysteme auf dem Markt angeboten.
Gemeinsames Ziel aller Prothesenformen ist, eine möglichst physiologische Kraftübertragung zu erreichen. Der gesunde Knochen ist seiner Funktion derart angepasst, dass seine Feinstruktur seiner Beanspruchung optimal gerecht wird. Diese funktionell angepasste Struktur wird durch die Implantation einer Endoprothese erheblich verändert. Die veränderte Biomechanik ist, neben dem Abrieb zwischen den korrespondierenden Gelenkanteilen, für eine spätere Lockerung der Prothese ursächlich.
Zementfreie Prothesen
Die zementfreie Prothese wird in ein genau geformtes Prothesenlager eingepasst. Zur Verbesserung des dauerhaften Kontaktes zwischen Knochen und Implantat werden die Oberflächen durch gießtechnische Verfahren (kugelförmig, schwammartig, gitterförmig) und durch Beschichtung der Prothesenoberfläche mit Hydroxylapatit in Granulatform in einem thermischen Spritzverfahren (Plasmaspritzverfahren) strukturiert. Die Porenstruktur ähnelt der Spongiosa.
Es werden drei grundsätzliche Verankerungskonzepte des zementfreien Prothesenschafts unterschieden:
  • Distale Fixation der Endoprothese: Der lange, schmale Prothesenschaft verklemmt sich in der Markhöhle analog einem aufgebohrten Marknagel.

  • Verankerung im proximalen Femur: Der Schaft ist kürzer und hat eine ausgeprägte Oberflächenstruktur. Ein Kragen kann zur Abstützung und Einleitung von Druckkräften in die Kortikalis dienen.

  • Mischung beider Formen: Individuell angepasste Formen erreichen einen Formschluss mit dem Knochen. Ein langer Schaft gewährleistet eine solide Befestigung im Oberschenkel.

Unabhängig von der Art der Verankerung muss das Implantat in jedem Fall vor Rotationskräften geschützt sein.
Oberflächenersatzprothesen
Oberflächenersatzprothesen sind eine Überkronung des verschlissenen Gelenks und setzen allerdings stabile Gelenkbänder voraus. Sie sind eine knochensparende Alternative zur konventionellen Schaftverankerung. Von den jeweiligen Gelenkenden werden nur wenige Millimeter reseziert und anschließend die Gelenkpartner mit den Implantaten überzogen. Oberflächenersatzprothesen werden insbesondere zum Ersatz des Knie-, Hüft-, Schulter- und oberen Sprunggelenks eingesetzt.
Tumorprothesen
Als Tumorprothesen werden spezielle Bauformen bezeichnet, die geeignet sind, Knochendefekte nach der Resektion maligner Knochentumoren zu ersetzen. Da sie aber auch im Rahmen der Arthrose oder Schenkelhals- sowie Hüftkopffrakturen eingesetzt werden können, zählen sie zu den Sonderprothesen.
Modulare Prothesen
Modulare Prothesen bestehen aus mehreren Einzelkomponenten, die für den individuellen Fall zusammengesetzt werden und zur Verankerung innerhalb des Röhrenknochens oft mit Stäben versehen sind.
Zementierte Prothesen
Die zementierte Verankerung wurde von Charnley entwickelt und fixiert das Implantat nicht durch ein pressfit, sondern durch den vollständigen Formschluss zwischen Knochen und Prothese mit einem Mantel aus Polymethylmetacrylat. Der Zementmantel ist einerseits fest im Knochen verankert und umgibt andererseits schlüssig die Prothese. Nachteile des Knochenzements sind die Gewebeschädigung durch die Toxizität der Monomere und die Hitzeentwicklung während der Polymerisation. Im Hinblick auf aseptische Lockerungen sind die Anmisch- und Zementiertechnik von Bedeutung. Der Zement soll unter Vakuum angemischt werden. Vor Einbringung des Zements ist das Knochenbett durch eine pulsierende Drucklavage (Jet-Lavage) zu reinigen. Der erhöhte Luftanteil in von Hand gemischtem Zement verringert seine Festigkeit. Ebenso vermindert das Vakuummischen auch die Menge an freigesetzten Monomerdämpfen und verbessert so die Arbeitsbedingungen. Der Knochenzement eignet sich außer zur Prothesenverankerung auch als Trägermaterial für Medikamente, insbesondere Antibiotika zur Prophylaxe bakterieller Infektionen.
Hybrid-Prothesen
Bei Hybrid-Prothesen wird ein Prothesenanteil zementiert und der andere Anteil zementfrei verankert. Sie sind indiziert, wenn der Gesamtzustand eher an eine zementfreie Prothese denken lässt, die Knochenstruktur dieses aber insgesamt nicht zulässt. Vorteil der HybridProthesen ist der geringere Aufwand und Defekt beim Prothesenwechsel.

Materialien

Die Prothesenmaterialien müssen biokompatibel sein, d. h. sie dürfen sich weder durch chemische noch durch biochemische Prozesse verändern lassen. Das Material darf:
  • Keine Allergien und immunologischen Prozesse auslösen,

  • Keine Fremdkörperreaktionen hervorrufen,

  • Keine gewebstoxische Wirkung haben,

  • Keinen unerwünschten Einfluss auf das Zellwachstum nehmen sowie

  • Keine kanzerogene oder mutagene Wirkung haben.

Das Material muss sterilisierbar und pyrogenfrei zu verarbeiten sein.
Metallische Materialien
  • Kobalt-Nickel-Chrom-Molybdän-Legierung,

  • Titan-Aluminium-Vanadium,

  • Titan-Aluminium-Eisen,

  • Titan-Niob-Legierung.

Alle Titanlegierungen haben eine sehr gute Gewebeverträglichkeit, sind aber als Gleitpartner an der Gelenk-oberfläche ungeeignet. Daher werden den Titanprothesen künstliche Hüftköpfe aus Aluminiumoxidkeramik oder Kobald-Chrom-Molybdän-Legierungen aufgesetzt. Sehr niedrigen Abrieb haben die Metall-/Metall-Gleitpaarungen, die standardmäßig bislang nur an der Hüfte verwendet werden.
Keramiken
Keramikhüftköpfe sind verschleißfest und können so glatt geschliffen und poliert werden, dass sie mit Keramikpfannen als Partner den niedrigsten Abrieb aller verfügbaren Gleitpaarungen haben. Allerdings eignen sich Keramik/Keramik-Gleitpaarungen aufgrund ihrer Bruchgefahr derzeit nur für Hüftendoprothesen. Dabei erfordern die Keramikköpfe bei der Implantation besondere Sorgfalt, da bei Beschädigung oder Verunreinigung des Konus die Gefahr eines Bruches des Keramikkopfes besteht.
Kunststoffe
Als Kunststoffe kommen in der Endoprothetik vorzugsweise Polymethylmetacrylat (PMMA) und ultrahochmolekulares Polyethylen (UHMWPE) vor:
  • PMMA dient als Knochenzement der Verankerung von Endoprothese und besteht aus den Monomeren sowie Benzoylperoxyd zum Starten der Polymerisation. Durch Mischung beider Komponenten bildet sich die rasch aushärtende Substanz in einer exothermen Reaktion.

  • UHMWPE dient als Gleitpartner in der Hüft- oder Schulterpfanne sowie als Auflage der Knieprothesenkomponente am Schienbeinkopf. Der Kunststoff wird aus einem Blockmaterial durch Drehen und Fräsen hergestellt. Ein Nachteil ist der höhere Materialabrieb.

Radiologische Anzeichen der Prothesenlockerung

Zur Abklärung einer Prothesenluxation, -lockerung, eines Implantatausbruchs oder eines knöchernen Infektes ist neben der Anamnese und der körperlichen Untersuchung regelmäßig ein konventionelles Röntgenbild notwendig. In fraglichen Fällen kann zusätzlich eine 3-Phasen-Szintigraphie eingesetzt werden, deren Ergebnisse aber unspezifisch sind und deshalb meist bei der Differenzialdiagnose Lockerung nicht weiterhelfen.
Eine einheitliche Bewertung der Bedeutung, wann eine radiologische Lockerung vorliegt, gibt es nicht. Dennoch gilt das Auftreten bestimmter Kriterien innerhalb von zwei Jahren als Anzeichen einer Prothesenlockerung ( Abb. 7.25). Besonders hilfreich ist dabei der Vergleich mit vorangegangenen Bildern, mit deren Hilfe diese Kriterien besser wahrgenommen werden:
  • Lysesäume an der Implantat-Knochen-, der Implantat-Zement- und der Zement-Knochen-Grenze,

  • Mehr als 2 mm große Osteolysen des knöchernen Lagers,

  • Vertikale Sinterung der Schaftprothese: Beurteilung anhand von Voraufnahmen bei vergleichbaren Projektionen. Es wird z. B. bei Hüftendoprothesen die vertikale Distanz zwischen der Trochanter-major-Spitze und dem Zentrum des Prothesenkopfes gemessen. Eine Sinterung > 1,5–2,0 mm in den ersten zwei Jahren kann auf eine Lockerung hinweisen;

  • Proximale Osteopenie und Saumbildung mit Demineralisierung und Ausdünnung der Kortikalis,

  • Veränderung der Schaftposition: Eindeutige Zeichen der Lockerung sind die zunehmende Varus- oder Valgusabweichung der Schaftprothese mit Dezentralisierung des Prothesenkopfes und Veränderungen der Schafttorsion;

  • Zementmantelqualität: Ein inhomogener Zementmantel kann auf eine Lockerung hinweisen;

  • Pfannenmigration: Als Referenz ist eine vertikale und horizontale Bezugsebene im a.p.-Röntgenbild festzulegen, zu der jede Änderung als Pfannenbewegung zu interpretieren ist;

  • Heterotrope Ossifikationen können auf Mikrobewegungen und periprothetische Infektionen hinweisen;

  • Implantatschäden und Bruch: Die Ausdünnung von Polyethyleninlays ist als Hinweis auf einen exzessiven Abrieb zu bewerten.

LITERATUR

Katzer, 2003

LöhrKatzerFrühlockerung von HüftgelenksendoprothesenDtsch Arztebl100122003A-784B-661 / C-621

Band- und Sehnentransplantate

DieterKohn

Heilungspotenzial der Bänder

Extraartikuläre Ligamente können heilen. Intraartikulär verlaufende Ligamente haben diese Fähigkeit nicht. Von besonderer klinischer Bedeutung ist dies bei den beiden Kreuzbändern des Kniegelenks aufgrund der Häufigkeit der Verletzung und der Funktionseinbuße bei Durchtrennung. Versuche, diese Bänder zu nähen oder zu raffen, haben in der Vergangenheit nicht zu befriedigenden Ergebnissen geführt. Die Wiederherstellung der Kreuzbänder ist deshalb nur durch Ersatz derselben möglich. Auch bei extraartikulären Ligamenten kann die Heilung ausbleiben oder lediglich eine Defektheilung unter Ausdünnung und Elongation eintreten. Ob ein solches Band heilt oder nicht, hängt von verschiedenen Faktoren, im besonderen Maße jedoch vom Ausmaß der Dehiszenz der Bandstümpfe in der Heilungsphase ab. Auch für nicht oder in Elongation verheilte extraartikuläre Bänder kommt neben der Raffung oder der Verlagerung ihrer knöchernen Ansätze der Ersatz oder die Verstärkung durch Transplantate infrage. Sehnendefekte können durch lokale plastische Maßnahmen oder mittels Transplantation geeigneter Gewebe überbrückt werden.

Verfügbare Transplantate

Prinzipiell kann der Ersatz von Band- und Sehnengewebe durch künstliche Materialien oder durch biologische Gewebe erfolgen. Der Einsatz künstlicher Materialien hat sich, ganz im Gegensatz zum Gelenkersatz, für den Ersatz von Sehnen- und Bandgewebe bislang nicht durchgesetzt. Ganz überwiegend kommen hier Transplantate von Sehnen oder Bändern infrage. Je nach Herkunftsort und Spender unterscheidet man auch bei Band- und Sehnentransplantaten verschiedene Typen ( Tab. 7.1).
Bei homostatischen Transplantaten hängt die Funktion nicht von der Anwesenheit lebender Zellen ab. Sie werden nicht von lebenden Spendern, sondern von Verstorbenen gewonnen. Dabei gelten in Bezug auf die Transplantathygiene strenge Richtlinien, die von den Gewebebanken gewährleistet werden. Bindegewebstransplantate werden üblicherweise kältekonserviert. Die Sterilisation von Bindegewebstransplantaten ist nach wie vor problematisch. Bei den für eine garantierte Sterilität nötigen Strahlendosen leiden die mechanischen Eigenschaften. Bei nicht sterilisierten Transplantaten ist die mechanische Funktion einwandfrei, es bleibt aber ein Restrisiko der Krankheitsübertragung vom Spender auf den Empfänger. Dies trifft insbesondere für die Übertragung von Hepatitisviren und HIV zu.
Während der Einsatz von allogenen Transplantaten in manchen Ländern weit verbreitet ist, kommen sie im deutschsprachigen Raum überwiegend in der Revisionschirurgie bei Depoterschöpfung autogener Transplantate zur Verwendung. Einzig für den Ersatz der Menisken des Kniegelenks sind allogene Transplantate die einzige derzeit sinnvolle Alternative, da der Meniskusersatz durch Sehnen- oder Fettgewebe ebenso gescheitert ist wie Versuche mit Meniskusprothesen. Bindegewebstransplantate tierischen Ursprungs konnten sich nicht durchsetzen.
Trotz der mit ihrer Gewinnung verbundenen Ausweitung einer Operation, der Entnahmemorbidität, sind autogene Transplantate die wichtigsten Ersatzmaterialien in der Band-, Sehnen- und Gelenkchirurgie ( Tab. 7.2). Ihre Verwendung ist nicht mit hygienischen Problemen verbunden, sie zeigen ein unproblematisches Einheilungsverhalten und sie vereinfachen die Logistik der jeweiligen Operation. Auch autologe Transplantate sind nur als Platzhalter und Leitschienen für das ersetzte Gewebe zu betrachten. Am Kniegelenk ist der Prozess der Neoligamentisierung am besten untersucht. Die verwendeten Sehnentransplantate nähern sich in ihrem makroskopischen und mikroskopischen Aufbau sowie in den mechanischen Eigenschaften in einem etwa 2 Jahre dauernden Prozess der durch sie ersetzten Struktur, also zumeist dem vorderen Kreuzband, an. Allerdings wird auch nach Zeitspannen von 10 Jahren niemals ein kongruenter Ersatz erreicht, die anatomische Struktur der Plastik bleibt immer hinter der Struktur des genuinen Bandes zurück.
LITERATUR

Amiel and Kuiper, 1990

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Jäger and Wirth, 1978

MJägerCJWirthKapselbandläsionen1978ThiemeStuttgart1316

Gibbons et al., 1991

MJGibbonsDLButlerESGroodDIBylski-AustrowMSLevyFRNoyesEffects of gamma irradiation on the initial mechanical and material properties of goat bone-patellar tendon-bone allograftsJ Orthop Res921991209218

Zaffagnini et al., 2007

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