Modulare zementfreie Schaftprothesen

Transkript

1 293 Modulare zementfreie Schaftprothesen Regelhafter Einsatz des Revisionssystems S-ROM in der Primärimplantation E. Hille, S. Dries Die mittelfristigen klinischen Ergebnisse nach sieben Jahren sind für das S-ROM-System so gut, dass wir den Platz dieses Systems in unserem patientenadaptierten Konzept bestätigt sehen. Das Spektrum der Implantatevielfalt reicht von Hüftkopfkappenprothesen bis zu anatomischen zementierten Schaftprothesen in der Primärendoprothetik. Die einzelnen Stufen der Eskalationstreppe sind nach im Folgenden dargestellten anatomischen und biomechanischen Überlegungen besetzt, wobei sich orientierend eine Zuordnung zwischen typischer knöcherner Konstitution und Lebensalter herstellen lässt. Sowohl in der Revisionsendoprothetik als auch in der Primärendoprothetik sollte eine physiologische proximale (metaphysäre) Krafteinleitung zur Vermeidung von Stress Shielding erzielt werden. Folgt man der Philosophie von Walker (1988, 2000), der eine sichere Fit and Fill-Verankerung als Voraussetzung für die physiologische Krafteinleitung definierte, ist die Indikation für ein modulares System, wie das S-ROM- System, sogar regelhaft zu stellen. Die ausschließlich metaphysäre Verankerung der S-ROM-Femurkomponente ist, wie das nachstehende Röntgenbild (Abb. 1) zeigt, allerdings in Frage zu stellen. Anatomie Unter Berücksichtigung der Vielzahl der von Walker (Walker und Robertson 1988) gefundenen anatomischen Varianten der Osteotomieflächen des Schenkelhalses (Abb. 2) bei standardisierten Schnitten, ist für ein Fit and Fill bei der zementfreien Verankerung ein modulares System notwendig. Zusätzlich ist die anatomische Varianz des unterschiedlichen Offset des Femurkopfes zu berücksichtigen, der sich zwischen 20 und 65 mm bewegt (Noble et al. 1988). Wird bei dieser anatomischen Variabilität eine Standardprothese verwendet mit einem konstanten CCD- Winkel und lediglich unterschiedlichen Halslängen, die zwischen 10 und 14 mm variieren, folgt daraus in bis zu 30 % der Fälle eine Veränderung des Kopfzentrums mit einer unphysiologischen Kinematik. Eine dritte wesentliche Variable ist die Femurachse, die mit einem bis zu 8 mm posterioren Offset gegenüber dem Osteotomiezentrum das von Walker geforderte Fit and Fill im seitlichen Strahlengang mit einer Standardprothese unmöglich macht (Abb. 3). Abb. 1 Proximale und distale Krafteinleitung S-ROM. Abb. 2 Osteotomieflächen Schenkelhals nach Walker 1988.

2 294 E. Hille, S. Dries Abb. 4 Canal Flare Index nach Noble Ofenrohrkonfiguration (CFI < 3) und 8 % das sogenannte Champagnerglas (CFI > 4,7). Altersabhängig findet sich die Champagnerglasform mehr bei jüngeren, die Ofenrohrform mehr bei älteren Patienten. Abb. 3 Divergenz Osteotomiezentrum und Femurachse nach Noble Durchtritt der Prothesenachse a in A durch die Resektionsfläche c mit Mediolateralachse d liegt anterior des Durchtritts der Femurdiaphysenachse b in B. Will man diese Varianten mit einer Standardprothese versorgen, benötigt man zum Erreichen eines Fit and Fill 17 Implantatgrößen, um den Markraum auszufüllen, wobei eine Spaltbildung von ± 1 mm in Kauf genommen wird. Bei nur acht Implantatgrößen resultiert ein Spaltraum von ± 2 mm mit dem Effekt der Mikrobewegung, welcher das knöcherne Einwachsen verhindert. Viertens ist der Canal Flare Index (CFI) (Abb. 4), d. h. das Verhältnis zwischen dem Schaftdurchmesser 20 mm proximal des Trochanter minor und dem Durchmesser im Isthmus zu berücksichtigen. In einer Normalpopulation mit 700 Femora hatten 83 % einen Normalbefund (CFI 3 bis 4,7), 9 % eine Biomechanik Huiskes stellte 1993 in einer Versagensanalyse bei zementierten und zementfreien Versionen sechs relevante Parameter auf: akkumulierte Schädigung (Ermüdungsverhalten), Abriebpartikel, Immunreaktionen, fehlendes Einwachsen, Stress Shielding und

3 Modulare zementfreie Schaftprothesen 295 Stress Bypass. Während bei zementierten Prothesen in erster Linie die sogenannte Zementkrankheit, d. h. das Ermüden des Moduls Zement, zum Versagen führt, sind bei zementfreien Prothesen die biomechanischen Kriterien fehlendes Einwachsen, Stress Shielding und Stress Bypass sowie Abriebpartikel die wesentlichen Ursachen für eine Revision. Ein Ausbleiben des knöchernen Einwachsens wird nach Bloebaum (1991) bei zementfreien Prothesen dann beobachtet, wenn der Spalt größer als 0,05 mm ist, was, wie oben genannt, bei Prothesensystemen mit nur acht Varianten zum häufigen Versagen führen muss. Operationstechnik Dazu kommen Fehler in der operativen Technik. Vergleicht man den Raspel- mit dem Bohrvorgang, so kann festgestellt werden, dass mit der Raspel in 31 % eine Übergröße des Knochenbetts relativ zur Endoprothese, mit dem Bohrer jedoch nur in 0,5 % ein Missverhältnis resultiert. Die Interfacelücke wird mit der Raspel durchschnittlich 1,2 mm groß, mit dem Bohrer 0,05 mm. Daraus folgt eine Prothesenkontaktfläche mit der Raspel von 2 %, mit dem Bohrer von 96 % (Paul et al. 1992). Das Problem des Raspelns liegt darin, dass bei der Präparation des Schenkelhalses die Raspel weiter distal im Femurschaft geführt wird, aber nicht dem Markraum im Femuschaft und Schenkelhals gleichzeitig konform anliegen kann. Infolgedessen wird sehr viel Spongiosa zunächst an Stellen entfernt, wo sie dann bei dem endgültigen korrekten Sitz der Prothese fehlt. Ein Fit and Fill ist in der proximalen Verankerung so nicht zu erzielen. 3. eine Integration sollte über den proximalen Teil, den Sleeve erfolgen, der mit einer Porous Coated- Oberfläche versehen ist. Diese Punkte wurden bei der S-ROM-Prothese verwirklicht. Ergebnisse Entsprechend findet man für die S-ROM-Prothese in der Literatur gute Ergebnisse. In einer Multicenterstudie (Christie et al. 1999) mit 175 Hüften zeigten nach 5 Jahren 95 % ein gutes oder sehr gutes Ergebnis, in der Studie von Cameron (1997) waren es 94 %. In unserer Klinik wurden retrospektiv 54 Hüften mit einem Alter bei Operation von 69 ± 8 (49-79) Jahren nach 7,4 ± 0,5 (6,8-8,7) Jahren nachuntersucht. Es fiel auf, dass die orthopädische Komorbidität in den Jahren zwischen OP und Nachuntersuchung eindeutig zunahm. Dies wurde gemessen an der Einteilung nach Charnley in A = keine Einschränkung der Gehfähigkeit außer ggf. der operierten Hüfte, B = Einschränkung der Gehfähigkeit aufgrund der anderen Hüfte, C = Einschränkung der Gehfähigkeit aufgrund anderer Pathologie, wie z. B. Gonarthrose, Spinalkanalstenose. Den Wechsel der Mehrzahl der Patienten von der isolierten Einschränkung durch die zu operierende Hüfte zu anderen Einschränkungen der Gehfähigkeit zeigt Abbildung 5. Trotzdem betrug der Harris-Hip-Score nach sieben Jahren 86 ± 16 (45-99) Punkte (Ergebnisklasse gut ), im Vergleich zu praeoperativ mit 46 ± 14 (17-68) Punkten. Die Verteilung auf die Ergebnisklassen zeigt über die Hälfte der Patienten im Bereich excellent (HHS >90) (Abb. 6). Implantatdesign Für Torsionsbelastungen wurde nachgewiesen, dass die ausreichende Stabilität nur bei proximal und distal festem Sitz gegeben ist, nicht jedoch bei einer ausschließlich distalen Fixation (Ohl et al. 1993). Ebenso beeinflussen die Art und die Lokalisation des Porous Coating das Stress Shielding (Engh und Bobyn 1988, Skinner et al. 1994, Wan et al. 1999). So müssen zur optimalen Versorgung mehrere Punkte berücksichtigt werden: 1. die bereits angegebene Modularität 2. der distale Schaft sollte aus Non Porous Coated Titan mit besserer Flexibilität bestehen Abb. 5 Orthopädische Komorbidität nach Charnley- Klassifikation.

4 296 E. Hille, S. Dries Abb. 6 Verteilung auf die Harris-Ergebnisklassen prae/postop. intertrochantärer Osteotomie und die Dysplasie- Coxarthrosen erweitert werden. Die Indikationen für ein solches modulares System sollten nach Alter, Knochenform und Knochenstruktur vorgenommen werden, da biomechanisch die Stabilität eines Körpers durch die Struktur des Körpers und die Formgebung definiert wird. Ändert sich die Formgebung, wird die Struktur schwächer. Diese schwächere Struktur beobachten wir vor allem bei älteren Patienten mit einer sog. Ofenrohrform des Femurs. Femora mit einer Champagnerglasform versorgen wir dagegen bevorzugt mit einer epi- oder metaphysären Endoprothese, wie der ASR- oder der Metha- Prothese. Daraus resultiert unsere Strategie, die Kappen- oder die metaphysär verankerte Endoprothese bei einem Canal Flare Index über 4,7 bevorzugt einzusetzen. Die modulare zementfreie Prothese wird dagegen bevorzugt bei Normalformen (CFI 3-4,7) und die zementierte Schaftprothese bei den ofenrohrförmigen Femora ( stove pipe, CFI < 3) eingesetzt. Literatur Bloebaum RD, Merrell, M Gustke, K Simmons M. Retrieval analysis of a hydroxyapatite-coated hip prosthesis. Clin Orthop 1991; Abb. 7 Beobachtete Sklerosesäume nach Gruen- Zonen. Die radiologische Auswertung eines größeren Kollektivs drei Jahre postoperativ zeigte oftmals Sklerosesäume am Schaft, niemals jedoch am Sleeve (Abb. 7). Dies könnte Ausdruck der fehlenden distalen Integration des Implantats sein. Ebenso konnte keine Osteolyse unterhalb des Sleeve nachgewiesen werden, was als Folge der Korrosion bzw. des Fretting bei modularen Prothesen diskutiert wird. Achsfehlstellungen mit einem Ausmaß von 1 bis 3 Grad Varus wurden in 18 % und von 1 bis 3 Grad Valgus in 4 % gesehen. 78 % der Schäfte waren orthograd ausgerichtet. Die Verteilung der heterotopen Ossifikationen stellt sich wie folgt dar: Arcq 0 65 %, Arcq 1 26 %, Arcq 2 8 %, Arcq 3 1 %. Konzept Zum Erreichen eines bestmöglichen Fit and Fill sollte die Bandbreite der modularen Endoprothetik in der Primärversorgung auf Indikationen wie den Z. n. Cameron H. Experience with proximal ingrowth implantation in hip revision surgery. Acta Orthop Belg 1997; 63 Suppl 1: 66-8 Christie M J, DeBoer DK, Trick, L W Brothers, JC, Jones, RE, Vise GT, Gruen TA. Primary total hip arthroplasty with use of the modular S-ROM prosthesis. Four to seven-year clinical and radiographic results. J Bone Joint Surg 1999; Am. 81: Engh CA, Bobyn JD. The influence of stem size and extent of porous coating on femoral bone resorption after primary cementless hip arthroplasty. Clin Orthop 1988; 7-28 Huiskes R. Failed innovation in total hip replacement. Diagnosis and proposals for a cure. Acta Orthop Scand 1993; 64: Noble PC, Alexander JW, Lindahl LJ, Yew DT, Granberry WM, Tullos HS. The anatomic basis of femoral component design. Clin Orthop 1988; Ohl MD, Whiteside LA, McCarthy DS, White SE. Torsional fixation of a modular femoral hip component. Clin Orthop 1993;

5 Modulare zementfreie Schaftprothesen 297 Paul HA, Bargar WL, Mittlestadt B, Musits B, Taylor RH, Kazanzides P, Zuhars J, Williamson B, Hanson, W. Development of a surgical robot for cementless total hip arthroplasty. Clin Orthop 1992; Skinner HB, Kim AS, Keyak JH, Mote CD Jr. Femoral prosthesis implantation induces changes in bone stress that depend on the extent of porous coating. J Orthop Res 1994; 12: Walker PS, Robertson DD. Design and fabrication of cementless hip stems. Clin Orthop 1988; Wan Z, Dorr LD, Woodsome T, Ranawat A, Song M. Effect of stem stiffness and bone stiffness on bone remodeling in cemented total hip replacement. J Arthroplasty 1999; 14: Walker PS, Culligan SG, Hua J, Muirhead-Allwood, SK, Bentley G. Stability and bone preservation in custom designed revision hip stems. Clin Orthop 2000;