Knieendoprothetik: Implantate/Implantatsysteme

Mit einer unikondylären Knieprothese wird das mediale oder laterale tibiofemorale Kompartment ersetzt, wenn offensichtlich nur eine Seite des Gelenkes durch den Arthroseprozess betroffen ist. Theoretisch sollen unikondyläre Prothesen durch Erhaltung beider Kreuzbänder und nur geringer Schädigung der kapsulären Strukturen die normale Kinematik, Propriozeption und Stabilität des Gelenkes erhalten. Die Ursprünge der unikondylären Prothesen gehen auf Marmor und Engelbrecht zurück, die Anfang der 1970er-Jahre ihre Prothesen vorstellten (Marmor, St. Georg) (Engelbrecht und Zippel 1973; Marmor 1973). Jedoch waren Sinterungen der Komponenten mit frühzeitigen Lockerungen und hohe Polyethylenabriebraten noch nicht gelöste Probleme, sodass unterschiedliche Entwicklungsansätze (breitere Komponenten, „flat-on-flat“-Design) verfolgt wurden. Leider waren die frühen Ergebnisse dieses Verfahrens sehr kontrovers, sodass sich unikondyläre Prothesen nicht flächendeckend durchsetzten. Als Hauptgründe für ein frühzeitiges Versagen der unikondylären Prothesen konnten das Implantatdesign, die operative Technik und die Patientenauswahl identifiziert werden (Blunn et al. 1992; Marmor 1988; Riebel et al. 1995).

Eine wesentliche Neuerung stellten Goodfellow und Kollegen mit dem Oxford Meniscal Bearing System vor (Goodfellow et al. 1987). Durch eine erhöhte Passform zwischen der femoralen Komponente und dem tibialen Insert wurden einerseits Scherkräfte am Polyethylen und somit Abrieb reduziert, andererseits wurden durch die Beweglichkeit des Inserts auf der tibialen Basis mögliche Probleme einer Zwangsführung („constraint“) wie frühzeitige Lockerungen vermieden.

In den letzten Jahren haben die unikondylären Prothesen eine deutliche Renaissance durch aktuelle Publikationen erfahren, die ähnlich gute Langzeitergebnisse wie beim Oberflächenersatz bestätigten (Kennedy et al. 2018; Walker et al. 2018). Bei aktuellen Designs sind die Komponenten mit Ankerstiften, einem Kiel und einer rauen Oberfläche zur verbesserten Fixierung versehen. Die Prothesenkomponenten sind in unterschiedlichen Größen verfügbar, sodass eine individuelle Anpassung an die entsprechenden Dimensionen des zu versorgenden Kniegelenkes erfolgen kann. Hierbei wird durch die Instrumentarien nur soviel Knochen entfernt, wie durch die Komponenten ersetzt wird. Eine Veränderung oder Korrektur der Achsverhältnisse soll explizit ausgeschlossen werden. Auch die Polyethylendicke variiert entsprechend der verbleibenden Weite in Beugung und vollständiger Extension. Es gibt fixierte und mobile Polyethylen-Inserts, wobei das Dislokationsrisiko bei Letzteren nicht unbeachtet bleiben sollte. Die vollzementierte Versorgung wird bevorzugt (Abb. 1), da bei den zementfreien Systemen Sinterungen der Komponenten und frühzeitige Lockerungen beobachtet wurden (Argenson und Parratte 2006; Gleeson et al. 2004; Lewold et al. 1995).

In verschiedenen Langzeitstudien wurden Überlebensraten der unikondylären Prothesen nach mehr als 10 Jahren zwischen 84 % und 98 % beschrieben (Tab. 1). Dem widersprechen unabhängige Aufarbeitungen der Ergebnisse, wie z. B. in den skandinavischen Prothesenregistern, wo deutlich reduzierte Überlebensraten verschiedener unikondylärer Prothesen beschrieben wurden (Koskinen et al. 2007; Lewold et al. 1995).

In den genannten Langzeitstudien wurde mehrheitlich das mediale Kompartment versorgt. Neben der anteromedialen Gonarthrose ist der Morbus Ahlbäck ebenfalls eine valide Indikation zur unikondylären Versorgung (Ollivier et al. 2018). Die Aufarbeitung der Ergebnisse der lateralen Versorgungen zeigte ein kontroverses Bild mit reduzierten Überlebensraten. Insbesondere bei Verwendung einer Mobile-bearing-Prothese zeigten sich lateral erhöhte Dislokationsraten des Inlays (Deshmukh und Scott 2001; Ollivier et al. 2014).

Eines der ersten bikondylären Prothesensysteme wurde von dem britischen Orthopäden Michael Freeman (1931–2017) und dem britischen Ingenieur Alan Swanson entwickelt (Freeman et al. 2003). Die Prothese, die später auch unter der Bezeichnung ICLH-Prothese (Imperial College of Science and Technology in London Hospital) firmierte, bedurfte einer Entfernung beider Kreuzbänder, um ausgeprägte Defekte zu korrigieren und um die Kontaktfläche zu vergrößern. Die native Kniekinematik konnte dabei nur sehr rudimentär nachgebildet werden. Freeman war nicht nur Entwickler einer der ersten modernen Knieprothesen, sondern führte auch die Idee der gleichen und parallelen Extensions- und Flexionsräume ein, die später durch den britischen Orthopäden John Insall (1930–2000) als sog. Flexionsspalt („flexion-gap“) und Extensionsspalt („extension-gap“) Einzug in die Terminologie der Knieendoprothetik fanden (Insall et al. 1985). Außerdem schuf Freeman mit seinen Erläuterungen zur Bandspannung und zum Weichteil-Release einen weiteren Meilenstein der Knieendoprothetik (Freeman et al. 2003).

Ungefähr zur gleichen Zeit entwickelten Ärzte des Hospital for Special Surgery (HSS) in New York ein weiteres bikondyläres Prothesensystem (Wilson und Levine 2000). Das sog. „duocondylar knee“ hatte kein anteriores Femurschild, erhielt während der Operation beide Kreuzbänder und bestand aus zwei separaten Tibiakomponenten (medial und lateral). Im Jahr 1974 kam es zu einer Weiterentwicklung mit der Bezeichnung „total condylar (TC) knee“ (Walker et al. 2003). Diese Entwicklung, die sich durch stabilere Komponenten, eine komplette Abdeckung der Kondylen, einen möglichen Ersatz des patellofemoralen Gelenkes, eine verbesserte Fixierung des „all-polyethylen“-Tibiaersatzes durch die Einführung eines tibialen Zapfens sowie eine bessere Geometrie der Kontaktflächen im femorotibialen Gelenk (Round-on-round-Prinzip, Abb. 2) auszeichnete, erwies sich als die erste weltweit erfolgreiche und in tausendfacher Zahl implantierte Prothese. Weitere Entwicklungen der HSS-Gruppe um Insall und den aus Indien stammenden Orthopäden Chitranjan S. Ranawat stellten das TC III (1976) und das „Insall-Burstein knee“ (1978) dar, wobei das „Insall-Burstein knee“ die erste posterior stabilisierende Knie-Totalendoprothese (PS-Knie) war. Das TC III und das Insall-Burstein-Knie waren mit die ersten Prothesentypen, die tibial eine metallische Basisplatte aufwiesen und mit einem Polyethylen-Inlay versehen waren. Unter Ranawats Leitung wurde das TC-Knie zum „Press Fit Condylar (PFC) Modular knee“ und „Press Fit Condylar Sigma knee“ (Depuy, Johnson & Johnson, Warsaw, Ind., USA) weiterentwickelt (Title et al. 2001). Unter dem Einfluss von Insall und dem US-amerikanischen Ingenieur Albert H. Burstein wurde das Insall-Burstein-Knie fortentwickelt und mündete in die Designvarianten des Insall-Burstein II (Indelli et al. 2002), des „Optetrak Posterior-Stabilized knee“ (Ehrhardt et al. 2011) und des „Advance Posterior-Stabilized knee“ (Wright Medical 1994).

Neben diesen Gruppen um Freeman, Insall und Ranawat gab es weitere Forschergruppen, welche die Grundidee einer „funktionellen“ Kniearthroplastik mit symmetrischen Extensions- und Flexionsspalten und weichteiligem Balancing verfolgten. Hier sind in erster Linie zu nennen: Averill und Khowayla (Geometric Knee, Howmedica), Coventry, Riley, Finerman, Turner und Upshaw (Geomedic Knee, Howmedica) (Coventry et al. 1972) mit Weiterentwicklungen bis hin zum „Miller Galante II knee“ und „Nexgen knee“ von Zimmer (Warsaw, Indiana, USA), Eftekhar (erste metallische Tibia mit Tibiastem (Eftekhar 1978), unterschiedliche Dicken des Inlays (Eftekhar 1983), verbesserte axiale Rotation bis 40°), Murray (Möglichkeit des Inlay-Wechsels bei Abrieb-Problematik) oder Buechel und Pappas („Low Contact Stress“-Knie im „mobile-bearing“-Design) (Buechel und Pappas 1989).

Neben der „funktionellen“ Ausrichtung gab es eine parallele Entwicklungsrichtung, die unter einem „anatomischen“ Gesichtspunkt zusammengefasst werden kann. Das erste anatomische Knie wurde von Kodama in Japan im Jahr 1968 implantiert (Yamamoto 1979). Es war ebenfalls ein „total condylar knee“ mit femoralem anterioren Schild. Dies war ein Versuch, die Anatomie des distalen Femurs nachzubilden. Außerdem besaß dieses Knie ein geringes Maß an Zwangsführung („constrained“) bei einer „all-poly“-Tibiakomponente, die eine zentrale Aussparung besaß, um beide Kreuzbänder erhalten zu können. Anfänglich wurde das Knie ohne Zement implantiert. Die Weiterentwicklungen firmierten zunächst unter den Namen „Mark I“ bis „Mark III“ (Yamamoto 1979) und sind seit 1997 unter dem Namen „New Yamamoto Micro-Fit knee“ bekannt.

Waugh und Smith entwickelten ebenfalls relativ früh ein anatomisches Knie, das sog. UCI-Knie (University of California, Irvine): Hierbei wurden nach biomechanischen Studien in der Sagittalebene multiple Radii verwendet, um den natürlichen Sagittalschnitt des distalen Femurs nachzuahmen. Das koronare Alignment der Femurkomponente wurde anhand von Leichenkniegelenken nachgebaut. Die Tibiakomponente bestand aus Aluminium und wurde von Waugh als „Sombrero“-Form bezeichnet, wobei der hintere und zentrale Anteil ausgespart blieb, um einen Erhalt beider Kreuzbänder zu erreichen. Ein anteriores Femurschild besaß die Prothese nicht. Neben dem Erhalt beider Kreuzbänder zeichnete sich die Endoprothese durch eine nahezu uneingeschränkte Rotation aus. Die Prothese wurde das erste Mal 1972 in Kalifornien implantiert (Waugh et al. 1973). Das UCI-Knie stellte das erste zementierte, Kreuzband-erhaltende und mit einer minimalen Zwangsführung ausgestattete künstliche Kniegelenk dar. Wright Medical, die Firma, welche die Prototypen von Waugh und Smith zur Serienreife brachte, entwickelte mit Gustilo das UCI weiter (sog. „Gustilo“- und „R.A.M.“-Knie). Gustilo war schlussendlich auch maßgeblich an den Entwicklungen der Kniesysteme „Genesis I“ und „Genesis II“ der Firma Smith & Nephew beteiligt.

Townley (Townley 2005) entwickelte neben Seedhom (siehe unten) unabhängig von diesem das erste zementierte, Kreuzband-erhaltende, trikompartimentelle Kniesystem. Auch Townley orientierte sich an der Anatomie und versuchte seine Implantate anhand von Leichenpräparaten nachzubauen. So wollte er ursprünglich asymmetrische femorale Kondylen und ein asymmetrisches anteriores Femurschild reproduzieren, musste jedoch beides aufgrund von Fertigungsproblemen verwerfen. Nichtsdestotrotz zeigte das „anatomical knee“ (Fa. Depuy) von Townley folgende Neuerungen: die Möglichkeit eines Patellarückflächenersatzes; die Femurkomponente zeigte keine große Kongruenz mit dem Tibiaplateau; das Tibiaplateau versuchte die zu resezierenden Menisci nachzuempfinden; beide Kreuzbänder wurden erhalten; die Prothese zeigte in mediolateraler Ausrichtung einen größeren Radius als anteroposterior; die Prothese war in drei verschiedenen Größen erhältlich. Insgesamt wurde die von Townley konzipierte Prothese aufgrund der hohen Patientenzufriedenheit und der Standzeiten zwischen 1970 und 2000 nur unwesentlich verändert. Des Weiteren wurde das Anatomical-Knie zum Vorbild einer Vielzahl weiterer Kniesysteme (unter anderem „synatomic knee“ und AMK-Knie, beide von der Firma Depuy; Cloutier-Knie der Firma Zimmer; AGC und Maxim von Biomet; Orthomet und Orthomet-plus von Orthomet; Axiom-Knie der Firma Wright Medical; „natural knee“ und „natural knee II“ von Centerpulse; PCA und Duracon von Howmedica).

Wie bereits weiter oben erwähnt, entwickelte Seedhom unabhängig von Townley ein weiteres trikompartimentelles, Kreuzband-erhaltendes, anatomisches Kniesystem, das sog. Leeds-Knie (Seedhom et al. 1973). Die Kondylen waren asymmetrisch und zeigten eine spiralförmige Geometrie; die Innenseiten der femoralen Komponente waren rund, um möglichst knochensparend arbeiten zu können. Die Tibiakomponente bestand aus einem singulären Polyethylenstück, das nach Erwärmen durch einen femoralen Negativabdruck geformt wurde. Obwohl das Leeds-Knie gute Ergebnisse zeigte, konnte es sich am Markt nicht durchsetzen.

Neben Kreuzband-erhaltenden Systemen entwickelten die Ärzte des HSS ihr „duocondylar knee“ ebenfalls in eine „anatomische“ Richtung weiter, wobei hier nur das hintere Kreuzband erhalten blieb. Das „duopatellar knee“ hatte eine symmetrische Femurkomponente inklusive eines anterioren Schilds und die Möglichkeit eines Patellarückflächenersatzes; die Tibiakomponente war anfangs zweigeteilt, bald gab es aber eine einzelne Tibiakomponente, die ähnlich dem TC-Knie von Walker einen tibialen Peg aufwies. Die Tibiakomponente besaß eine posteriore Aussparung, die den Erhalt des hinteren Kreuzbandes ermöglichte. Das Resezieren des vorderen Kreuzbandes stellte eine Abkehr vom bis dahin propagierten, anatomischen Zugang dar. Das „duopatellar knee“ wurde ebenfalls wie das TC-Knie erstmals 1974 im HSS implantiert. Der damalige Surgeon-in-Chief Philip D. Wilson Jr. wollte, dass beide Herangehensweisen (TC-Knie als funktionelle Variante nach Insall und Duopatella-Knie als anatomische Variante nach Ranawat) im HSS durchgeführt wurden. In den Händen von Ranawat und Inglis zeigte das Duopatella-Knie sehr gute Ergebnisse. Das Kniesystem wurde vor allem bei Patienten mit rheumatoider Arthritis verwendet. Aufgrund der aufwendigeren OP-Technik mit eventuell höheren Revisionsraten wurde der anatomische Ansatz am HSS wieder aufgegeben. Nichtsdestotrotz wurde über persönliche Kommunikation und Erfahrungsaustausch das von Ranawat 1974 in Boston vorgestellte Duopatella-Knie ebendort weiterentwickelt. Die Operateure am Robert B. Brigham-Krankenhaus passten das Design der Prothese weiter an (Entfernung der medialen Spitze des femoralen Schildes, asymmetrisches Design). Später entstanden aus dem Duopatella-Knie, wie bereits oben erwähnt, das hintere Kreuzband-erhaltende PFC-Modular-Knie der Firma Depuy und die hinteren Kreuzband-erhaltenden Kniesysteme Kinematic, Kinematic II, Kinemax und Kinemax plus der Firma Howmedica. Diese Prothesentypen, die in den 80er-Jahren vermehrt eingesetzt wurden, verwendeten ein sog. Flat-on-flat-Design (weniger Konkavität des Tibiaplateaus). Diese Designphilosophie findet sich bei den meisten aktuellen Prothesensystemen und hat in vielen Langzeitstudien gute Ergebnisse gezeigt (Tab. 2). Der geringere Formschluss der Artikulation führte zu Verbesserungen in der Kinematik. Eine Problemzone ist jedoch der nur kleinflächige Kontakt zwischen gering kurvierter Femurkomponente und annähernd flachem Tibiaplateau, der eine hohe punktförmige Polyethylenbelastung zur Folge hat (Blunn et al. 1991). Die punktförmige Belastung kann durch eine Erhöhung der Kongruenz des Artikulationsmechanismus (Rückkehr zum Round-in-round-Prinzip) erreicht werden, welches aber wieder erhöhte Beanspruchungen am Polyethylen bzw. an der Prothesenverankerung zur Folge hat. Als mögliche Lösungsansätze wurde ein Round-on-flat-Prinzip verfolgt und Prothesen mit rotierenden Plattformen oder Meniskuslagern wurden entwickelt (Buechel und Pappas 1986). Diese Systeme haben eine zehnmal größere Kontaktfläche mit entsprechender Reduktion der punktförmigen Polyethylenbelastung. Durch die mobilen Plattformen können bei der Roll-Gleit-Bewegung auch Rotations- und Schubkräfte aufgenommen werden. Interessanterweise bieten einige Prothesensysteme weiterhin fixierte ultrakongruente oder „deep-dished“ Polyethyleninlays an. Das Design entspricht der ursprünglichen Total-Condylar-Prothese, die sagittale Stabilität wird nur durch die Konkavität der Plattform garantiert. Beim Vergleich von „deep-dished“ und „posterior-stabilized“ Plattformen beim gleichen Prothesensystem fand Laskin keine Unterschiede bezüglich Bewegungsausmaß, Funktionalität und Schmerzreduktion. Er betonte die Bedeutung eines adäquaten Weichteilbalancings zur Erstellung symmetrischer Beuge- und Extensionsspalten, welches ein genügend großes Bewegungsausmaß ohne hinteres Impingement ermöglichte (Laskin 2001).

Bis zum heutigen Tage konnte in der Knieendoprothetik eine „normale“ Kinematik des ersetzen Gelenkes nicht erreicht werden. Obwohl wesentliche Veränderungen des Designs der Prothesen in den letzten Jahren nicht beobachtet wurden, wird eine Verbesserung der Kinematik weiterhin angestrebt. Aktuelle Entwicklungen beinhalten Veränderungen der Femurgeometrie und tibialen Konformität, einhergehend mit Modifikationen des hinteren Stabilisierungsmechanismus („cam-and-post geometry“). Ziel ist es, das atypische Roll-back des Femurs auf dem Tibiaplateau in ein natürlicheres Roll-back zu überführen. Ursprünglich hatte der Nocken-Zapfen-Mechanismus der posterior-stabilized Prothesen eine symmetrische rechteckige Form und ermöglichte ein gleichmäßiges Roll-back. Durch Veränderung der Geometrie und Verwendung eines konischen Stabilisierungsmechanismus wird mehr femorales Roll-back auf der lateralen Seite erzeugt. Zusätzlich wird der Slope im lateralen Kompartment erhöht, sodass das Femur während der Flexion über dem lateralen Plateau nach hinten gleiten kann (Walker 2001; Walker und Sathasivam 2000). Die Geometrie des Inlays wird dabei so verändert, dass die laterale Gleitfläche konvex (dem natürlichen Kniegelenk nachempfunden) gestaltet wird und die mediale Gleitfläche konkav verbleibt („guided motion“) (Harris et al. 2018). Neben einem verbessertem Roll-back versuchen moderne Implantate die nach medial abfallende Gelenklinie zu imitieren. Durch all diese Veränderungen sollen natürlichere kinematische Bewegungen erzielt und dadurch eine höhere Patientenzufriedenheit erreicht werden, die sich auch in klinischen Scores widerspiegeln soll (Sanz-Ruiz et al. 2016). Andere Designs versuchen, über eine veränderte, anatomische Trochlea (Ranawat et al. 2017) und ein asymmetrisches Patellaonlay die Rate an vorderem Knieschmerz zu reduzieren und dadurch die Patientenzufriedenheit zu erhöhen. Mit anderen, neuesten Designs und dem Erhalt beider Kreuzbänder soll versucht werden, die Kniekinematik noch natürlicher zu gestalten. Klinische Outcome-Studien mit diesen neuen Implantaten liegen noch nicht vor, biomechanische Studien lassen jedoch vermuten, dass das gewünschte Ergebnis der verbesserten Kinematik auch durch die Beibehaltung beider Kreuzbänder nicht bei allen Patienten gelingen kann (Arauz et al. 2018a, b).

Die ursprüngliche Constrained-Condylar-Knieprothese (CCK) wurde von Insall und Kollegen entwickelt (Donaldson et al. 1988). Sie basierte auf dem Posterior-stabilized-Design und verfügte über einen entsprechend vergrößerten zentralen Zapfen des Inlays, der mit einer vergrößerten femoralen Box artikulierte. Der verlängerte Zapfen stützte sich an den Wänden der Box ab und erzeugte damit die Varus-Valgus-Stabilität. Sonst funktionierte die Prothese wie ein posterior-stabilisierendes Design und wurde hauptsächlich bei vermehrten Instabilitäten eingesetzt, die alternativ nur mit einer gekoppelten Prothese zu versorgen gewesen wären. Eine Hyperextension wurde durch das CCK nicht verhindert, sodass es bei einer Rekurvatumproblematik nicht eingesetzt werden konnte. Im Original wurden die femoralen und tibialen Verankerungsschäfte zementiert, im Rahmen der Weiterentwicklung kamen modulare Schäfte mit der Möglichkeit zur Press-fit-Verankerung hinzu.

Das Indikationsspektrum heutiger CCK-Systeme beinhaltet hauptsächlich Revisionsoperationen bei Instabilitäten sowie primäre Versorgungen bei ausgeprägten Valgusdeformitäten mit medialen Kollateralbandinsuffizienzen (Abb. 3). Die erhöhte Stabilität dieses Designs kann natürlich Scherkräfte erzeugen, die an die Implantatverankerung weitergeleitet werden und somit zu häufigen Lockerungen führen können, ähnlich wie bei den Scharnierprothesen. Dieses potenzielle Risiko konnte bislang nicht bestätigt werden. Cholewinski zeigte Überlebensraten dieser Implantate von 98 % nach 10 Jahren (Cholewinski et al. 2015), ähnliche Zahlen lieferten Maynard et al. (Maynard et al. 2014) mit einem Prothesenüberleben von 97,6 % (CI 95 %, 94–100) nach ebenfalls 10 Jahren. Anderson et al. befürworteten die Routineverwendung von Constrained-Condylar-Komponenten bei der Versorgung komplexer Primärsituationen mit hochgradigen Deformitäten und Instabilitäten und hinterfragten die Notwendigkeit für eine langstreckige Schaftverankerung der Komponenten (Anderson et al. 2007). Moussa et al. zeigten ebenfalls keinen Unterschied in der Revisionsrate aufgrund von aseptischer Lockerung bei CCK-Systemen mit oder ohne Stem-Verlängerung (Moussa et al. 2017).

Eine teilgekoppelte Versorgung ist mit den meisten modernen Knieprothesen-Systemen möglich, sodass der Operateur intraoperativ anhand der festgestellten Instabilität den Stabilisierungsgrad der Komponenten festlegen kann.

Die Vorgänger der heute verfügbaren achsgeführten Totalendoprothesen waren Schaniergelenke mit nur einem Freiheitsgrad der Bewegung und starrer lasttragender Achse (Shiers 1954; Walldius 1957). Die unphysiologische Kinematik sowie der Metall-Metall-Kontakt führten zu erhöhten Belastungen der Verankerung sowie hohen Lockerungs-, Infektions- und Bruchraten (Phillips und Taylor 1975). Auch die Weiterentwicklungen (Guepar, Spherocentric) wiesen weiterhin mechanische Probleme und hohe Infektionsraten auf (Jaffe et al. 1982; Matthews et al. 1986). Später eingeführte achsgeführte Prothesen („kinematic rotating hinge“, St. Georg Rotationsknie, GSB) besaßen wandernde Achsen oder Kompromissachsen im physiologischen Drehpunktbereich mit wesentlichen mechanischen Vorteilen gegenüber der tragenden Achse. Die axiale Kraftübertragung erfolgte über die Artikulationsflächen, seitlich einwirkende Kräfte wurden von den Koppelungskomponenten der Prothese und nicht vom Kapsel-Band-Apparat des Kniegelenkes aufgenommen. Dies garantierte eine sichere Achsführung auch in extrem defizitären Bandsituationen, hatte aber den Nachteil der hohen Belastung des Prothesengelenkes und der Verankerung im Knochen. Eine fehlende oder geringe Rotationsmöglichkeit des Kopplungsteiles erhöhte die Grenzflächenbelastung noch zusätzlich. Des Weiteren erschwerten langstreckige Zementverankerungen und interkondyläre Knochendefekte der gekoppelten Prothesen die Rückzugsmöglichkeiten im Revisionsfall. Die Studienlage bestätigte hohe Komplikationsraten durch Infektionen, Implantatbrüche und Patellaprobleme (Kester et al. 1988; Nieder 1991; Rand et al. 1987; Sprenger und Doerzbacher 2002; Steckel et al. 2005).

Moderne Rotating-Hinge-Prothesen (S-ROM Modular Knee, NexGen RHK, Stryker MRH, Legion Hinge Knee) verfügen über eine verbesserte Kinematik. Der Koppelungsmechanismus wird nur noch an der femoralen Komponente gesichert und ein langer Zapfen wird frei beweglich in die tibiale Komponente eingeführt, sodass die Möglichkeit zur Rotation im gesamten Bewegungsumfang gegeben ist. Diese Modifikationen führten insbesondere zur Reduktion von Scherkräften und zu reduzierten Belastungen an den Implantat-Knochen-Grenzen. Zusätzlich stehen für die Verankerung zementfreie Press-fit-Schäfte zur Verfügung. Auch die notwendigen Knochenresektionen, insbesondere interkondylär, wurden mit der letzten Generation der Rotating-Hinge-Prothesen reduziert (Abb. 4).

In der Primärendoprothetik des Kniegelenkes sind Rotating-Hinge-Prothesen nur selten indiziert. Sie werden nur bei schweren Gonarthrosen (>35° Varus, >25° Valgus) mit insuffizientem, nicht rekonstruierbarem Bandapparat sowie bei Subluxationen, insbesondere bei Rheumatikern, eingesetzt. Das Hauptindikationsspektrum liegt in der Revisionsendoprothetik, damit Kniegelenke mit ausgedehnten Knochendefekten mit Beteiligung der Kollateralbänder oder Insuffizienz des Extensionsmechanismus behandelt werden können. Die bislang verfügbaren kurz- bis mittelfristigen Ergebnisse nach 2–10 Jahren bei insgesamt extremen Ausgangssituationen zeigen durchweg hohe Revisions- und Reoperationsraten aufgrund von unter anderem Lockerung oder Infektion. Cottino et al. (Cottino et al. 2017) berichteten über Revisionsraten von 9,7 % nach 2 Jahren und 22,5 % nach 10 Jahren, wobei sich hier die Verwendung von metaphysären Konen positiv auf die Revisionsrate (HR 0,69) auswirkte. Kearns et al. (Kearns et al. 2018) berichteten von einem geschätzten 5-Jahres-Überleben von 70,7 %. Kouk et al. (Kouk et al. 2018) wiesen in einer Literaturübersicht (10 inkludierte Studien) 10-Jahres-Überlebensraten von 51–92,5 % aus. Es sollte dennoch im Revisionsfall prä- und intraoperativ vor der direkten Implantation einer Rotating-Hinge-Prothese überprüft werden, ob die Möglichkeit zur Versorgung mit einem Posterior-stabilized- bzw. Condylar-constrained-Implantat besteht (Gustke 2005) (Kap. „Knieendoprothetik: Revisionsendoprothetik in der aseptischen Situation“).