derlich sein. Nach dem Gesundheitsbericht f¨ur Deutschland, herausgegeben vom Bundesgesundheitsministerium, leiden ca. 6 % der deutschen Bev¨olkerung unter Arthrose, das sind ca. 5 Mio Menschen. Risikofaktoren f¨ur Arthrose sind ¨ Uberge-wicht sowie Gelenkverletzungen bzw. Gelenk¨uberlastung. Durch Ver¨anderungen in der Indikationsstellung ist in Deutschland bereits jeder 5. Patient, der zur Implantation eines alloplastischen Kniegelenkersatzes ansteht, j¨unger als 60 Jah-re. Dies f¨uhrt zu einem entscheidenden Anstieg der entstehenden prim¨aren und sekund¨aren Folgekosten.
Mit weiteren Verschiebungen in Richtung eines immer j¨ungeren Patientenkollek-tivs ist zu rechnen. Ausgehend von den Daten im Gesundheitsbericht f¨ur Deutsch-land wird infolge der ansteigenden Implantationsfrequenz bei immer j¨ungeren Pa-tienten auch mit einer Steigerung der absoluten Zahl der Wechseloperationen von Endoprothesen zu rechnen sein. Generell muss davon ausgegangen werden, dass 7 % der zementierten und sogar 13 % der zementfreien Prothesen (vgl. Seite 6) aus unterschiedlichen Gr¨unden revidiert werden m¨ussen (s. Tab. 2).
Durch neue Operationstechniken kann die Prothesenstandzeit als ein prim¨ares Zielkriterium verbessert und die Frequenz der Wechseloperationen zumindest f¨ur den Anteil der aseptischen Lockerungen reduziert werden. Diese M¨oglichkeit hat auch angesichts steigender Kosten im Gesundheitswesen entscheidende Bedeu-tung.
1.3 Erstellung des Implantatlagers
Die Bearbeitung des Biomaterials Knochen im lebenden System ist auch heu-te noch die Kernleistung in vielen orthop¨adischen Operationen. Besonders bei der Implantation von Endoprothesen ist es sowohl f¨ur die Gesundheit des Pati-enten als auch f¨ur die Kostenentwicklung w¨unschenswert, eine m¨oglichst lange Haltbarkeit zu erreichen. Dies setzt eine hohe Pr¨azision bei der Erstellung des Implantatlagers und ein gewebeschonendes Trennverfahren voraus.
1.3 Erstellung des Implantatlagers 4
Ursache des Prothesenwechsels Anteil [%]
Aseptische Lockerung 71,1
Infektion 7,5
Fraktur 5,6
Dislokation 4,8
Technische Fehler 3,7
Andere 7,3
Tabelle 2: Ursachen f¨ur H¨uftimplantatrevisionen [23]
Verankerung von Endoprothesen
Ein k¨unstliches Gelenk wird bis zu 4,2 x 106 Wechsellastzyklen pro Jahr ausge-setzt [47]. Treten dabei kleinste Bewegungen des Implantates in Relation zum Knochen (Mikrobewegungen) auf, f¨uhrt das zu einer inhomogenen Druck- und Kr¨afteverteilung. Eine dadurch ausgel¨oste selektive Resorption von Knochensub-stanz und Ausbildung fibr¨oser Membranen zwischen Implantat und Knochen (”Distanzosteogenese“) k¨onnen zu einer aseptischen Lockerung des Implantates f¨uhren.
Die optimale Verankerung der H¨uftendoprothesen im Femurschaft stellte daher von Anfang an ein großes Problem dar. Seit Moore und Judet in den vierziger Jahren erstmals den Metallschaft der Implantate intramedull¨ar, also im Mark des R¨ohrenknochens, verankert hatten, versuchte man, einer solchen Lockerung entgegenzuwirken [9].
Bioinerte Materialien (vgl. Seite 18) wie Titan vermindern durch eine stabile Oxidschicht auf der Oberfl¨ache die Ausbildung einer Bindegewebsmembran und erm¨oglichen daher eine direkte Verbindung zwischen Implantat und Knochen (”Kontaktosteogenese“).
Eine besonders feste Verbindung entsteht durch bioaktive Materialien, die die Mineralstruktur des Knochens nachahmen und eine chemische Verbindung mit
1.3 Erstellung des Implantatlagers 5
ihm eingehen k¨onnen (
”Verbundosteogenese“). Als bioaktive Implantatwerkstoffe stehen z. B. Glaskeramiken zur Verf¨ugung. Außerdem besteht die M¨oglichkeit der Beschichtung eines Metallimplantates, beispielsweise mit Calciumphophaten oder dem osteoinduktiven BMP 2, einem k¨orpereigenen Zytokin [51]. Hierbei ist jedoch eine Revision des Implantates ohne Knochenzerst¨orung sehr schwierig.
Zementierte und zementfreie Prothesen
1959 f¨uhrte Sir John Charnley die Verwendung von Polymethylmetacrylat (PM-MA) als Knochenzement ein [9] und fixierte Schaftprothesen damit wie in Abbil-dung 1 gezeigt. Dadurch konnte die Belastbarkeit direkt nach der Implantation erh¨oht, die Fixierung kurz- und mittelfristig verbessert und die Rate der notwen-digen Reoperationen gesenkt werden. Beobachtungen ¨uber einen l¨angeren Ver-lauf zeigten jedoch, dass auch diese Methode das Problem nicht zu l¨osen vermag:
Aseptische Lockerungen sind weiterhin h¨aufig, Fremdk¨orperreaktionen treten ver-mehrt auf und hinzu kommt eine thermische Sch¨adigung des Gewebes, da bei der intraoperativen Polymerisation des Zements Reaktionsw¨arme entsteht. Auch ist die Osteointegration durch den im Vergleich zum Knochen geringen E-Modul des Zements eingeschr¨ankt (vgl.
”Strukturmimikry“, Seite 18). Der E-Modul von Po-lymethylmetacrylat betr¨agt ca. 3,2 GPa1. w¨ahrend der von Knochen zwischen 15 und 25 GPa variiert2. Durch diesen Unterschied entsteht eine inhomogene Kr¨af-teverteilung im Implantat, die eine erh¨ohte Belastung der Verbindung nach sich zieht. Auch Versuche, die Elastizit¨at von Polymethylmetacrylat anzupassen, f¨uhr-ten nicht zu den erhofff¨uhr-ten Erfolgen.
Weitere Nachteile des Zements sind eine l¨angere Operationsdauer, die m¨uhsame Entfernung der Zementreste im Falle einer Revisionsoperation und die
Infektions-1KernGmbH: TechnischeKunststoffteile. http://www.kern-gmbh.de/cgi-bin/riweta.cgi?
nr=2610&lng=1,2002
2Bourauelet al.:
”Finite-Elemente-Modellierung (FEM) zur Belastung praxisgerechter Ortho-dontischer Mini-Implantate (OMI)“, DGKFO-Vortrag, Poliklinik f¨ur Kieferorthop¨adie der Universit¨at Bonn
1.3 Erstellung des Implantatlagers 6
Abbildung 1: H¨uftgelenk: A: Nat¨urliches H¨uftgelenk, B: zementierte Schaftprothese
gefahr, die aufgrund der Affinit¨at einiger Staphylokokkenarten zu Kunststoffen erh¨oht ist. Durch Beimischung von Antibiotika (meist Cephalosporine) zum Ze-ment konnte die Infektionsrate allerdings von ca. 8 % auf unter 1 % gesenkt werden [16].
Vor einigen Jahren wurde daher wieder dazu ¨ubergegangen, zementfreie Prothe-sen zu implantieren. Hier ist die Prim¨arstabilit¨at direkt vom Form-Kraft-Schluss zwischen Prothese und kn¨ochernem Lager abh¨angig, und diese stellt die Grundla-ge f¨ur ein dauerstabiles Implantat dar. Durch Entwicklung Grundla-geeigneter Methoden ist diese Passung so zu verbessern, dass eine wesentliche Erh¨ohung der Lebens-dauer der Implantate erreicht werden kann. Neben der Oberfl¨achenqualit¨at der Schnittfl¨ache ist f¨ur die Erstellung des Implantatlagers vor allem die Genauigkeit des Trennverfahrens von Bedeutung. Diese wiederum wird haupts¨achlich von den Prozesskr¨aften bestimmt, also den Kr¨aften, die beim Schneiden zwischen Werk-zeug und Werkst¨uck wirken. Sie erschweren eine pr¨azise Handhabung und f¨uhren zu großen Abweichungen von der geplanten Schnittf¨uhrung.