Risikozeichen bei Prothesenschaftbrüchen

W. Hein, M. Möser, W. Roth, C. Schönrath


(Beiträge zur Orthopädie und Traumatologie 33 [1986]; digitalisiert: 3.1.2006)

Zusammenfassung

Von 1970 bis 1984 wurden 2713 Hüfttotalendoprothesen implantiert. In 28 Fällen wurde ein Prothesenbruch diagnostiziert. Nach unseren Untersuchungen sind nicht Implantationsfehler als Bruchursache anzuerkennen. Den Hauptgrund sehen wir in der ungenügenden direkten Verklemmung der Prothese im Knochen. Zu fordern ist ein Prothesensystem, mit dem es möglich ist, dem Femur angepasste Prothesen zu implantieren.

Summary

Between 1970 and 1984 we implanted 2713 hip total endoprostheses. In the same time we observed 28 cases with fracture of the femoral stem. In our examinations we are not able, to confirm the opinion, that the courses of stem fractures are mistakes of implantation. The main point we see in an insufficient direct fixation of prosthesis in the bone. It is to demand a system in which it is possible to implant a prosthesis, adapting closed in the femur.

Einleitung

Ein wesentlich limitierender Faktor der Leistungsfähigkeit der Gelenkendoprothetik ist auch heute noch die aseptische Lockerung. Dabei wird übereinstimmend die Meinung vertreten, dass nicht eine Ursache für die Ausgliederung künstlicher Gelenke verantwortlich zu machen ist, sondern dass es sich um ein multifaktorielles, additives Geschehen handelt (Gschwend u. Mitarb. 1977, Ungethüm 1980). Auch wenn Ungethüm der Meinung ist, dass das Hauptkontingent aseptischer Prothesenlockerungen immer noch in der sogenannten idiopathischen Gruppe zu suchen sei, so wurden doch in den letzten Jahren durch Verbesserung der Prothesenkonstruktion, verbesserte Materialien und exakte Untersuchungen zum Kraftlinienverlauf im Hüftgelenk und seine Veränderung durch die Gelenkimplantation Voraussetzungen geschaffen, die zur Senkung der Lockerungsrate beitragen sollen. Die Übertragung der Ergebnisse von Perren (1972), der die wesentliche Ursache für Fehlergebnisse bei der Knochenbruchheilung im Auftreten dekompensierten Nulldurchgangs der stabilisierten Fragmente sieht, auf die Verankerung künstlicher Gelenke durch Schneider (1982) und Müller (1984) brachte eine wesentliche Neuerung. Nicht nur für die Gelenkpfanne, auch für das Femur wurden Prothesen entwickelt, die eine feste Verklemmung des Systems Knochen – Implantat garantieren. Schließlich ist dieses Prinzip auch Voraussetzung der zementfreien Prothesenimplantation. Schönrath u. Mitarb. (1985) konnten nachweisen, dass das Lockerungsrisiko bei Müller-Prothesen mit gebogenem Schaft aber enger Markhöhle wesentlich niedriger ist als bei Verwendung des gleichen Typs bei weiter Markhöhle.
Von besonderer Bedeutung sind diese Ergebnisse auch im Zusammenhang mit der Frage nach den Ursachen von Prothesenbrüchen. In der überwiegenden Mehrzahl der Veröffentlichungen zu diesem Problem werden Implantationsfehler diskutiert, während Materialschwächen kaum genannt werden. Die Varustellung der Prothese und die ungenügende mediale Zementabstützung führen danach zur Überlastung des Materials mit der Folge des Bruchs, der immer von lateral einlaufen soll (Semlitsch u. Mitarb. 1973). Charnley (1975) beobachtete eine Abhängigkeit der Bruchhäufigkeit vom Gewicht der Patienten und beschrieb gleichzeitig Valgusbrüche, eine Feststellung, die bisher noch nicht bestätigt wurde. Festzustehen scheint aber, dass dem Prothesenbruch immer die Lockerung vorausgeht, wobei nicht einheitlich von vollständiger oder teilweiser Lockerung gesprochen wird (Baltenweiler 1977). Ungethüm (1980) sieht im Fortschreiten der Lockerung das Entstehen von Spannungsspitzen, die den Bruch der Prothese einleiten können.
Auch Markolf und Amstutz (1976) sind der Meinung, dass Lockerung und Varusstellung zur Erhöhung des Biegemoments an der Lateralseite der Prothese führen und als Voraussetzungen für den Bruch anzusehen sind. Von wesentlicher Bedeutung für die Langzeitstabilitat ist die feste mediale Zementfixierung im proximalen Prothesendrittel.

Eigene Untersuchungen

Auf der Grundlage dieser Überlegungen, die den Prothesenbruch in erster Linie unter dem Aspekt des Implantationsfehlers sehen, haben wir unsere Patienten klinisch und radiologisch kontrolliert.
In einer früheren Veröffentlichung (Hein u. Mitarb. 1983) waren wir der Meinung, dass Schwingungsrisskorrosion als wichtiger Faktor für Implantatbrüche zu nennen ist.
Von 1970-1984 wurden in der Klinik für Orthopädie der Karl-Marx-Universitat Leipzig insgesamt 2713 Hüftendoprothesen implantiert, wobei seit 1972 vorwiegend der Typ Müller mit gebogenem Schaft (Stahlprothese) eingesetzt wurde. Im gleichen Zeitraum waren 233 Reoperationen auf Grund einer aseptischen Lockerung erforderlich. Bei zusätzlich 28 Patienten war ein Prothesenbruch Ursache der Reoperation.
Es handelt sich um 21 Männer und 7 Frauen mit einem Durchschnittsalter von 56,3 Jahren und einem Gewicht zum Zeitpunkt der Reoperation von 79 kg (60-90 kg). Die durchschnittliche Liegezeit der Prothese betrug 6,8 Jahre (3-12 Jahre).
Die Ergebnisse sind in Abbildung 1 zusammengefasst. Die Markhöhlenweite wurde durch Berechnung des Markhöhlenquotienten (Holz u. Ungethüm 1975) beurteilt. Resorptionen am Calcar femorale waren bei allen Patienten durchschnittlich nach 8,5 Monaten (2 bis 24 Monaten) sowie eine Spaltbildung zwischen Prothesenrücken und Knochenzement nach durchschnittlich 14 Monaten (3-36 Monate) zu beobachten.

Radiologische Befunde gebrochener Hüftendoprothesen
Abbildung 1: Radiologische Befunde gebrochener Hüftendoprothesen

Der Prothesenbruch besitzt auch heute noch eine besondere Stellung in der Diskussion um Versagensfälle von so genannten Dauerimplantaten. Die Patienten erleben den Bruch in der Mehrzahl als akutes Ereignis. Nur selten werden wie bei der Lockerung zunehmend Beschwerden beschrieben und häufig handelt es sich auch nicht um ein adäquates Trauma. Andererseits wirft der Prothesenbruch immer Fragen nach möglichen Materialschäden auf, die für den Hersteller auch versicherungsrechtlich relevant sind.
Ungethüm (1980) verweist zwar auf Gussinhomogenitäten, diese werden aber erst bei Vorliegen weiterer Schädigungsmechanismen wirksam. Mach (1983) konnte bei seinen Untersuchungen nie Materialfehler als Bruchursache anschuldigen. Semlitsch u. Mitarb. (1973) schließen Materialfehler ebenso aus. Lediglich Haasterts u. Mitarb. (1981) fanden bei 3 von 10 untersuchten Prothesen Werkstoff- oder Konstruktionsfehler.
Möser (1983) bestätigte unsere Untersuchungen (Hein u. Mitarb. 1983) und bezeichnete den eingesetzten 316-L-Stahl auf Grund von Schwingungsrisskorrosion als ungeeignet für Dauerimplantate. Die Entwicklung auf dem Werkstoffsektor macht deutlich, dass früher verwendete Legierungen und Formen der Prothesen sich als unzureichend herausgestellt haben. Die Einführung hochwertiger Kobaltschmiedelegierungen, Kobaltguss- und Titanlegierungen, die in ihren technischen und elektrochemischen Kennziffern deutlich über denen älterer Werkstoffe liegen, bestätigt indirekt, dass diese älteren Materialien für den Einsatz in hoch belasteten Gelenken als untauglich zu bezeichnen sind. Sicher ist zu diskutieren, ob man der Meinung folgen muss, dass z. B. Stahl für den künstlichen Gelenkersatz abzulehnen sei.
Möser (1983) verwies darauf, dass heute Stähle in der Industrie zum Einsatz kommen, die in ihren technischen Kenndaten nur unwesentlich unter den oben genannten Legierungen liegen, dafür aber billiger sind.
Trotzdem wird heute relativ einmütig festgestellt, dass die entscheidenden Ursachen von Prothesenbrüchen in Implantationsfehlern zu sehen sind. Wie anders lässt sich sonst erklären, dass Brüche, setzt man sie zur Zahl der Gesamtimplantation ins Verhältnis, in der Mehrzahl der Veröffentlichungen nur etwa um 1% beobachtet werden. In unserem Material wird diese Zahl bestätigt und steigt auf 2%, wenn der Zeitfaktor des Auftretens von Brüchen Berücksichtigung findet.
Galante u. Mitarb. (1975) nennen die Lockerung, mangelhafte Zementverankerung, Varusstellung und ungenügende Kragenauflage als entscheidende Implantationsfehler. In nahezu allen Übersichten werden diese Fehler bestätigt, wobei speziell die insuffiziente proximale Zementverankerung als auslösendes Moment für die Schwingung der Prothese angeschuldigt wird, die dann den Bruch als Ermüdungsbruch zur Folge haben muss (Semlitsch u. Mitarb. 1973, Andriacci u. Mitarb. 1976, Collis 1977, Lorenz u. Mitarb. 1978, Ungethüm 1980, Mach 1983).
Semlitsch beobachtete auch nur Varusbrüche, das heißt, das Biegemoment lag immer an der Außenseite der Prothese. Dem gegenüber räumt Charnley (1975) auch ein, dass das Biegemoment wechseln kann, d. h., dass auch valgisch implantierte Prothesen brechen können.
Röntgenologische Zeichen dieses Vorgangs sind Osteolysen bzw. Resorptionen am Calcar femorale, die von Kummer (1984) als Überlastungsfolge durch die Varusstellung der Prothese angesprochen wurde, während Jakob u. Huggler (1980) in der Spongiosierung des proximalen Femur die Folge unphysiologischer Lastreduzierung des Knochens durch die Prothese sehen.
Mach (1983) fasste diese Überlegungen zur Bruchentstehung zusammen, indem er sagt:

  1. Voraussetzung für den Bruch ist die Lockerung.
  2. Ursachen der Lockerung sind in der mangelhaften medialen Zementabstützung zu sehen.
  3. Folge ist die Varusstellung des Prothesenschafts.
  4. Bei fester Fixierung des distalen Anteils der Prothese ist die Biegebelastung erhöht.
  5. Bei Überschreiten der Toleranzgrenze ist der Bruch die unvermeidliche Folge.

Unsere Ergebnisse unterscheiden sich von diesen Untersuchungen. Wir sind auch der Meinung, dass bei der Diskussion der Einzelbefunde Fehlinterpretationen vorliegen dürften.

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