AE-Manual der Endoprothetik
Autoren
Martin Faschingbauer und Heiko Reichel

Knieendoprothetik: Implantate/Implantatsysteme

Je nach Schweregrad und Ausbreitung der Gonarthrose sowie unter Berücksichtigung der Bandstabilität des zu versorgenden Kniegelenkes kann auf unterschiedliche Prothesendesigns zurückgegriffen werden. Hier stehen unikondyläre Knieprothesen, bikondyläre Oberflächenersatzprothesen mit und ohne Patellarückflächenersatz, teilgekoppelte Implantate als auch gekoppelte Kniegelenk-Implantatsysteme zur Verfügung. Zur Herstellung von Kniegelenkendoprothesen werden unterschiedliche Materialien wie CoCrMo- und Titanlegierungen sowie ultra-hochmolekulares Polyethylen mit und ohne Oberflächenvernetzung (cross-linking) verwendet. Die Metallimplantate für die femoralen und tibialen Komponenten werden entweder mit einer Gusstechnik oder in einem Schmiedeverfahren hergestellt. Die formgepressten Polyethylenkomponenten werden als tibiale Gleitpartner oder als Patellarückflächenersatz verwendet. Tribologische Eigenschaften der verwendeten Inlayarten (fixed bearing, mobile bearing) werden abschließend ebenfalls diskutiert, wie die zur Verfügung stehenden Verankerungsmechanismen (zementfrei, vollzementiert, Hybridtechnik) in der Knieendoprothetik.

Materialien und Oberflächen

Zur Herstellung von Kniegelenkendoprothesen werden unterschiedliche Materialien wie CoCrMo- und Titanlegierungen sowie ultra-hochmolekulares Polyethylen mit und ohne Oberflächenvernetzung („cross-linking“) verwendet. Die Metallimplantate für die femoralen und tibialen Komponenten werden entweder mit einer Gusstechnik oder in einem Schmiedeverfahren hergestellt. Die formgepressten Polyethylenkomponenten werden als tibiale Gleitpartner oder als Patellarückflächenersatz verwendet (Dobbs und Robertson 1982). Die Oberflächen der Metall- und Polyethylenkomponenten werden abschließend mittels spezieller Verfahren bearbeitet, welche einen deutlichen Einfluss auf die Materialeigenschaften haben (Dauerfestigkeit, Abrieb, Alterung). Insbesondere beim Polyethylen hat die frühere Gamma-Sterilisation unter atmosphärischem Sauerstoff durch Diffusion des Sauerstoffes in die Oberfläche dazu geführt, dass deren Brüchigkeit erhöht wurde (Costa et al. 2002), gleichzeitig entstand jedoch eine höhere, verbesserte Vernetzung.
Titan- und CoCrMo-Legierungen werden bevorzugt für Knieprothesen verwendet, wobei reines Titan aufgrund seiner schlechten tribologischen Eigenschaften nicht als direkter Gleitpartner verwendet werden kann, wohl aber aufgrund der Oberflächenbeschaffenheit ideal für den Knochen-Implantat-Kontakt (Osseointegration) geeignet ist. Es wurde versucht, die tribologischen Eigenschaften durch unterschiedliche Verfahren der Oberflächenhärtung (Diffusionshärtung, Ionenbeladung, Hartbeschichtung) zu verbessern (Buchanan et al. 1987; Streicher et al. 1991). Leider wurden mit jedem Versuch auch Nachteile in Bezug auf die Dauerfestigkeit („fatigue strength“) oder die Oberflächenstabilität generiert.
Verwendung in der Knieendoprothetik finden hauptsächlich die Ti-6Al-4V- und Ti-6Al-7Nb-Mischungen (ISO 5832-3, ISO 5832-11). Die zweite Mischung wurde entwickelt, da toxische Reaktionen durch gelöstes Vanadium angenommen wurden, sodass Vanadium gegen Niobium ausgetauscht wurde, welches die Biokompatibilität weiter erhöhte.
Die Dauerfestigkeit wird durch unterschiedliche Faktoren des Herstellungsprozesses beeinflusst, jedoch hauptsächlich durch den Temperaturverlauf während des Schmiedevorganges und die anschließende Oberflächenbearbeitung. Hier kommen Verfahren wie Polieren, Bestrahlung mit unterschiedlichen Korngrößen, Plasma-Spray- (Titanpartikel im Vakuum, CSTi Zimmer) oder Laser-Oberflächenbearbeitungen zur Anwendung (Chang et al. 1998; Pittman et al. 2006). Biomechanische Belastungstest mit 10 Mio. Zyklen bestätigten Dauerfestigkeitswerte bei den unterschiedlichen Herstellungsprozessen zwischen 200 und 600 MPa (Semlitsch et al. 1985, 1992).
CoCrMo-Implantate werden entweder in Gusstechnik (ISO 5832-4) oder im Schmiedeverfahren (ISO 5832-12) hergestellt. Das Gussverfahren wird hauptsächlich zur Herstellung geometrisch aufwendiger Komponenten genutzt. In Präzisionstechnik wird eine Keramikform gefertigt, welche anschließend mit der flüssigen Legierung gefüllt wird. Spezielle Aushärtungsverfahren sind notwendig, um insbesondere die Oberflächenporosität und die kristalline Struktur zu homogenisieren. Dennoch können Variabilitäten zwischen unterschiedlichen Chargen bestehen, sodass weitere Verfahren zur Präzisionsüberprüfung notwendig werden (radiologische Untersuchung auf z. B. innere Defekte, Flüssigkeits-Penetrationstest für Oberflächendefekte). Im Schmiedeverfahren werden die Komponenten entweder direkt aus der Legierung maschinell erstellt oder thermomechanisch geformt.
Biomechanische Belastungstests bestätigten Dauerfestigkeitswerte bei den beiden Herstellungsprozessen zwischen 300 und 600 MPa. Zu erwähnen bleibt, dass insbesondere die Abriebfestigkeit der CoCrMo-Implantate vom Carbonanteil in der Legierung abhängig ist, welcher entsprechend der ISO-Normen mit einer maximalen Beimischung von 0,35 % festgesetzt wurde. Legierungen mit einem hohen Carbonanteil (0,2–0,25 %) zeigen gegenüber Legierungen mit einem geringen Carbonanteil (0,05–0,08 %) eine bessere Abriebfestigkeit und somit verbesserte tribologische Eigenschaften, sodass sie insbesondere bei Metall-Metall-Gleitpaarungen verwendet werden (Que und Topoleski 1999; Streicher et al. 1991).
Im Rahmen der fortwährenden Verbesserung der tribologischen Eigenschaften der verwendeten Oberflächenmaterialen wurden in den letzten Jahren zunehmende Vorteile durch den Einsatz von oxidiertem Zirkonium als femorales Oberflächenmaterial gesehen. Obwohl die Abriebproblematik mehrheitlich dem „schwächeren“ Gelenkpartner, dem Polyethylen, angelastet wird, gibt es doch eindeutige Hinweise, dass die Rauhigkeit und insbesondere Oberflächenrisse und Kratzer des femoralen Gelenkpartners den adhäsiven und abrasiven Abrieb beeinflussen. Die Vorteile der oxidierten Zirkonium-Keramik als Artikulationspartner in der Knieendoprothetik zeigen sich in einer verbesserten Benetzbarkeit („lubricity“) sowie einer stärkeren Abriebresistenz. Als weiterer Vorteil wird die verbesserte Biokompatibilität gesehen. Leider bringen die Brüchigkeit des Materials und die Schwierigkeiten in der Herstellung komplexer geometrischer Formen auch Nachteile mit sich (Laskin 2003; Tsukamoto et al. 2006).
Die Prothesenkomponenten werden aus der Zirkoniumlegierung (Zr-2,5 %Nb) direkt geschmiedet und anschließend mittels thermaler Diffusionstechnik oxidiert. Hierbei wird die Zirkoniumoxidschicht nicht aufgetragen, sondern die Oberfläche der originalen Legierung oxidiert unter Hitzeeinfluss in einer Sauerstoffumgebung. Es wird eine Oxid-Keramik-Schicht von 5 μm Dicke erzeugt.
Biomechanische Testungen bestätigten bei der Zirkoniumkeramik Dauerfestigkeitswerte von mehr als 450 MPa, verbesserte Ergebnisse in Härtetestungen, einen geringeren Volumenabrieb und eine reduzierte Rauhigkeit bei Überprüfung von direktem Fremdkörperabrieb.
Zirkoniumlegierungen enthalten weniger als 0,0035 % Nickel und sind somit für die Verwendung bei Patienten mit nachgewiesener Nickelallergie geeignet. Weiterhin können bei Patienten mit Allergie Femurkomponenten aus Keramik (Al2O3) Verwendung finden (Bergschmidt et al. 2013) oder es kann auf beschichtete Komponenten zurückgegriffen werden. Die Titan- oder Cobalt-Chrom-Oberfläche einer femoralen Komponente wird hierbei mit einer Legierung aus Titanium, Niobium und Nitrid (TiNbN) oder Titaniumnitrid (TiN) durch Sauerstoffdiffusionshärtung, diamantartigen Kohlenstoffüberzug oder physikalischer Dampfabscheidung von Ti(Nb)N beschichtet (Faschingbauer et al. 2017).
In der Knieendoprothetik wird Polyethylen als Gleitpartner der femoralen Komponente verwendet. Polyethylen ist ein Vinylpolymer, welches aus Ethylenmonomeren besteht. Liegen die Polyethylenketten ohne Verzweigungen vor, so spricht man von linearem Polyethylen oder HDPE (high density polyethylene). Lineares Polyethylen wird mit Molekulargewichten zwischen 200.000 und 500.000 g/mol hergestellt. Wird das Molekulargewicht weiter erhöht (3–6 Mio. g/mol), erhält man ultra-high molecular weight polyethylene (UHMWPE). Auf Grund seiner glatten Oberfläche und der geringen Friktionskräfte mit anderen Materialen ist es ein idealer Artikulationspartner in der Endoprothetik.
Beim Polymerisationsprozess von Ethylengas fällt UHMWPE in Pulverform aus und kann anschließend unter hohem Druck oberhalb des Schmelzpunktes mittels eines Fließpressverfahrens geformt werden. Tibiale Onlays werden entweder aus UHMWPE-Blöcken maschinell hergestellt oder man verwendet das oben genannte UHMWPE-Pulver, um es direkt in die endgültige Form zu pressen (Bloebaum et al. 1991). Bei der Sterilisation von UHMWPE kann sich die Materialeigenschaft gravierend verändern. Typischerweise wird konventionelles UHMWPE mittels Ethylenoxidgas oder Gamma-Strahlung aus einer Kobaltquelle (25–40 kGy) sterilisiert. Gerade beim letzteren Verfahren entstehen auf Grund der hohen Energie freie Radikale, welche molekulare Kettenbrüche und Oxidationen des Materials, das sog. Altern (Aging), erzeugen. Dieses führt zu Materialveränderungen im Sinne einer reduzierten Dauerfestigkeit unterhalb der Oberfläche (0,5–2 mm, „white bands“). Wird dieses Material normal belastet, so werden Spitzendrücke in der geschwächten Materialschicht erzeugt, welche zu einem frühzeitigen Verschleiß (Brüche, Delamination) führen (Costa et al. 2002). Daher hat sich der Sterilisationsprozess mittels ionisierter Strahlung in einem inerten Gas, im Vakuum oder in einer Sauerstoff-bindenden Atmosphäre durchgesetzt (Blunn et al. 2002; Costa et al. 2006; Willie et al. 2006).
Auf der anderen Seite wird der Prozess der strahlungsinduzierten Kettenbrüche beim Polyethylen genutzt, um hochvernetztes UHMWPE (highly cross-linked PE, HXLPE) herzustellen. Die Entstehung von freien Radikalen und das Initiieren des Oxidationsprozesses wird hierbei durch eine zusätzliche thermische Bearbeitung verhindert, sodass oben genannte Negativfolgen nicht entstehen sollen (Medel et al. 2007; Puertolas et al. 2006). Die thermische Behandlung verlangsamt den Oxidationsprozess, geht jedoch mit reduzierten mechanischen Eigenschaften verglichen mit konventionellem HDPE einher (Greenwald et al. 2001). Das beste Gleichgewicht zwischen verbesserter Vernetzung und geringeren mechanischen Eigenschaften erreicht man durch eine Erhöhung der Bestrahlung auf 50–100 kGy (Greenwald et al. 2001). Neuere Techniken bei der Herstellung und Verarbeitung von HXLPE, wie sequenzielle Bestrahlung, thermisches oder mechanisches Tempern und Stabilisierung durch Oxidation unter Zusatz von Antioxidationsmitteln wie Vitamin E oder solchen im Festkörperzustand, haben vielversprechende Ergebnisse bei der Verringerung der mechanischen Folgen gezeigt (Jacofsky 2008). Die derzeitige Herstellung und Verarbeitung von HXLPE der 2. Generation variiert jedoch stark zwischen den produzierenden Unternehmen in der Vorverarbeitung, der Strahlendosis, der Antioxidationsbehandlung, der thermischen Behandlung, dem Sterilisationsverfahren und der Verpackung nach der Verarbeitung (Brown et al. 2017). Das australische Endoprothesenregister zeigt einen Anstieg in der Verwendung von HXLPE von 7,1 % im Jahr 2003 auf 67 % im Jahr 2019 (https://aoanjrr.sahmri.com).

Implantatdesigns

In Deutschland wurde laut statistischem Bundesamt (www.destatis.de) im Jahr 2019 die Implantation einer Endoprothese am Kniegelenk in 193.759 Fällen durchgeführt (OPS-Code 5-822), aufgrund der demografischen Entwicklung der Bevölkerung ist die Tendenz weiter stark zunehmend. So prognostizieren Sloan et al. (Sloan et al. 2018) einen Anstieg der Primärimplantationen in den USA bis 2030 um 85 % auf 1,26 Mio. Die primäre Gonarthrose stellt mit fast 90 % die Hauptindikation dar, in 7–12 % der Prothesenimplantationen handelt es sich um Revisionseingriffe.
Hierbei werden unterschiedliche Prothesentypen implantiert, die je nach Schweregrad und Ausbreitung der Gonarthrose sowie unter Berücksichtigung der Bandstabilität des zu versorgenden Kniegelenkes ausgewählt werden:
  • unikondyläre Knieprothesen,
  • bikondyläre Oberflächenersatzprothesen mit und ohne Patellarückflächenersatz,
  • teilgekoppelte Knieprothesen,
  • gekoppelte Implantatsysteme („rotating“, „fixed hinge“).
Ferner kann man vollzementierte Knieprothesen (94,5 %) von unzementierten Prothesen (1 %) und hybrid zementierten Prothesen (4,3 %) unterscheiden (Jahresbericht 2020, Deutsches Prothesenregister, EPRD).

Unikondyläre Knieprothesen

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).
Tab. 1
Langzeitstudien zu unikondylären Prothesen
Autor
Prothese
Anzahl
Follow-up
Überlebensrate (95 % CI)
Alnachoukati et al. (2018)
Oxford
825
6–12
10 Jahre – 90 % (89–91)
Mohammad et al. (2018)
Oxford
8658
10 and 15
10 Jahre – 93 %, 15 J.-89 %
Parratte et al. (2012)
Miller-Galante
75
20
20 Jahre – 83 % (74–92)
O’Donnell und Neil (2010)
Repicci
114
5,2–9
9 Jahre – 78 %
O’Rourke et al. (2005)
Marmor
136
20–25
20 Jahre – 84 % (76–92), 25 Jahre – 72 % (58–95)
Bert (1998)
Biomet
95
9–12
10 Jahre – 87 %
Ansari et al. (1997)
St. Georg
437
1–17
10 Jahre – 88 % (81–93)
Cartier et al. (1996)
Marmor
60
10–18
10 Jahre – 93 % (81–100)
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).

Oberflächenersatzprothesen

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).
Tab. 2
Langzeitstudien zu Oberflächenersatzprothesen
Autor
Prothese
Anzahl
Follow-up (in Jahren)
Überlebensrate (95 % CI)
Powell et al. (2018)
PFC – rotating plattform
PFC – fixed bearing
190
10–14
14 Jahre – 95,2 % (90,7–99,8)
14 Jahre – 94,7 % (86,8–100)
Arikupurathu et al. (2018)
NexGen
621
14
14 Jahre – 96,5 %
McCalden et al. (2017)
Genesis II
469
15–20
15 Jahre – 96,4 % (95,5–97,3)
Vessely et al. (2006)
PFC
1000
14–18
15 Jahre – 97 % (95–98)
Buechel (2002)
LCS – meniscal bearing
LCS – rotating plattform
140
169
10–20
10–20
16 Jahre – 83,0 % (16–100)
18 Jahre – 98,3 % (73–100)
Ritter et al. (2016)
AGC
5649
25–30
5 Jahre – 98,9 %, 25 Jahre – 94,2 %, 30 J.- 92,4 %
Laskin (2001)
Genesis I
100
10–12
10 Jahre – 96 %
Sextro et al. (2001)
Kinematic
168
14–20
15 Jahre – 88,7 % (82–95)
Berger et al. (2001)
Miller-Galante I
Miller-Galante II
172
109
8–15
8–10
10 Jahre – 84,1 %
10 Jahre – 100 %
Hofmann et al. (2001)
Natural Knee
300
10–14
10 Jahre – 95,1 % (90–97)
Rodriguez et al. (2001)
Total Condylar
220
18–22
20 Jahre – 85 %
Pavone et al. (2001)
Total Condylar
120
17–23
23 Jahre – 94 %
Diduch et al. (1997)
Total Condylar (PS.)
114
3–18
18 Jahre – 94 % (63–100)
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).

Teilgekoppelte Knieprothesen

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.

Rotating- und Fixed-Hinge-Implantatsysteme

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“).

Tribologie: „fixed“ oder „mobile bearing“?

Nachdem Anfang bis Mitte der 1970er-Jahre der Oberflächenersatz eingeführt und zunehmend verbreitet wurde, verblieben als nichtgelöste Hauptprobleme Polyethylenabrieb und Lockerungen. Beim Round-on-flat-Design wurden hohe Polyethylenspitzendrücke mit entsprechend vermehrtem Abrieb festgestellt, wohingegen bei Round-on-round-Prothesen erhöhte Scherkräfte entweder am Polyethylen oder an der Verankerung kompensiert werden mussten.
Als mögliche Lösung wurden mobile Gleitlager für Knieprothesen vorgeschlagen (Goodfellow und O’Connor 1978). Dieser Ansatz sollte mehrere Vorteile in sich vereinen, wie geringere Kontaktdrücke und weniger Abrieb, geringe Scherkräfte sollten die Lockerungsrate positiv beeinflussen und durch die Selbstausrichtung sollte eine bessere Beweglichkeit und Patellaführung erreicht werden (O’Connor und Goodfellow 1996).
Basierend auf der Total-Condylar-Prothese stellten Buechel und Pappas (1986) die Low-Contact-Stress-Prothese (LCS) vor, die entweder mit zwei beweglichen Meniskuslagern oder einer rotierenden Plattform implantiert wurde. Bei der ersten Versorgungsmöglichkeit stellten sich schon frühzeitig Dislokationsprobleme der Meniszi und ein nicht unerheblicher Abrieb ein, sodass sich die rotierende Plattform bis heute durchgesetzt hat (Buechel und Pappas 1989). Weitere Entwicklungen waren eine Verlagerung des Rotationszentrums nach medial und die Einführung eines zusätzlichen Freiheitsgrades der Plattform durch Zulassen einer anterior-posterioren Translation (Walker und Sathasivam 2000). Mittlerweile werden von den meisten Herstellern Knieprothesensysteme mit mobilen Plattformen angeboten.
Prinzipiell zeigen mobile Plattformen durch eine erhöhte Konformität der Gleitpartner einen reduzierten Kontaktdruck. Experimentell konnte ein geringerer Abrieb bei mobilen Plattformen im Vergleich zu fixierten Gleitlagern bestätigt werden (McEwen et al. 2001, 2005). Aufgrund der größeren Abriebfläche kann aber auch an der Unterseite nicht unerheblicher Abrieb entstehen (Jones et al. 1999; Parks et al. 1998; Wasielewski et al. 1997), sodass diesbezüglich kein Vorteil beim mobilen Gleitlager gesehen werden kann.
Auch klinisch konnte in zahlreichen Studien kein Unterschied im Bewegungsumfang bei beiden Versorgungstypen festgestellt werden (Chaudhry und Goyal 2018; Kim et al. 2018b, c; McMahon et al. 2018; Park et al. 2018). Powell et al. (2018) zeigten jedoch in einer RCT einen geringen Vorteil von mobilen Inlays in Bezug auf den Oxford Knee Score, den SF-12 und den KOOS. Insgesamt kam es jedoch bei der Verwendung von posterior-stabilisierenden Knieprothesen (Aglietti et al. 2005) zu klaren Vorteilen. Eine sehr interessante Langzeitstudie präsentierten Kim et al. (Kim et al. 2018c), die 164 Patienten mit bilateraler Gonarthrose auf einer Seite mit einem fixierten Gleitlager (AMK) und auf der anderen Seite mit einer rotierenden Plattform (LCS) versorgten. Während der gesamten Beobachtungsphase (15–18 Jahre) zeigten sich keine subjektiven klinischen und radiologischen Unterschiede sowie gleiche Revisionsraten.
Eine mögliche Reduktion der Lockerungsraten durch Verwendung von mobilen Plattformen konnte nicht abschließend bewiesen werden. Theoretisch führt die Verwendung des mobilen Gleitlagers zur Reduktion von Scherkräften, die bei einer fixierten Plattform an die Implantatverankerung weitergeleitet werden. Allerdings existieren bislang keine klinischen Daten, die eine geringere Lockerungsrate beweisen (Zeng et al. 2013). Es gibt sogar Hinweise, dass bei aseptischer Lockerung von Prothesen mit mobilen Plattformen häufiger Osteolysen unter den Implantaten zu finden sind (Huang et al. 2002a, b).
Als weitere Vorteile von mobilen Gleitlagern werden die Möglichkeiten zur Kompensation einer Implantatmalrotation und Reduktion von patellofemoralen Scherkräften gesehen. Dieses konnte bisher nur in experimentellen Studien gezeigt werden, wobei eine Gesamtmalrotation bis 10° ausgeglichen werden konnte (Cheng et al. 2003; Matsuda und Ishii 2004; Pagnano et al. 2004).

Verankerungsprinzipien: zementiert oder zementfrei?

Die Fixierung der Implantate in der Knieendoprothetik mittels Polymethylmethaacrylat-Knochenzement (PMMA) hat sich seit den 1970er-Jahren kontinuierlich durchgesetzt. Hohe Lockerungsraten in den 1980er-Jahren ließen jedoch vermuten, dass unter anderem der PMMA-Knochenzement für eine eingeschränkte Langzeitfixierung der Komponenten verantwortlich sein könnte. Daher wurde der Ansatz der zementfreien Implantatverankerung mit porösen Oberflächen oder Oberflächenbeschichtungen aus der Hüftendoprothetik in die Knieendoprothetik übertragen. Leider zeigten erste Implantatanalysen nach Ausbau der Prothesen nur sehr geringe Knochen-Implantat-Verbindungen und diese hauptsächlich im Bereich von Verankerungsschrauben (Cook und Thomas 1991; Ranawat et al. 1986; Vigorita et al. 1993). Spätere Untersuchungen von stabilen Implantaten zeigten einen stabilen Knochen-Implantat-Kontakt von ca. 30 %, sodass die Autoren schlussfolgerten, dass für eine stabile zementfreie Verankerung ein 100-prozentiges Anwachsen von Knochen an die poröse Implantatoberfläche nicht notwendig ist (Bloebaum et al. 1992; Sumner et al. 1994).
Zementfreie Implantatsysteme der 1. Generation zeigten schlechte Überlebensraten, wobei hierfür mehrheitlich nicht die Art der Fixierung, sondern andere Gründe wie Lockerungen der Patellakomponenten, Verwendung von dünnen Gleitlagern aus konventionellem PE und Ablösungen der Oberflächenbeschichtungen verantwortlich waren (Knutson et al. 1994; Robertsson et al. 1999). Aufgrund frühzeitiger Lockerungen der tibialen Komponente betonte Whiteside die Notwendigkeit einer möglichst hohen Primärstabilität der Tibiabasisplatte und führte entsprechende Modifikationen am Schaft bei gleichzeitiger Verwendung von mehreren Verankerungsschrauben durch (Whiteside 1994).
Bei dieser Verankerung wurden allerdings auch vermehrt subprothetische Osteolysen und Lockerungen gefunden, die möglicherweise auf eine uneingeschränkte Wanderung von PE-Abriebpartikeln aus dem Gelenkraum in den tibialen und femoralen Knochen zurückzuführen sind (Chockalingam und Scott 2000; Engh und Ammeen 2001). Diesbezüglich wurden wiederum Vorteile für eine zementierte Versorgung gesehen, da die Zementschicht eine künstliche Barriere für PE-Partikel darstellt. Ein weiterer Vorteil der zementierten Verankerung kann auch die gleichmäßigere Krafteinleitung von der Tibiabasisplatte zum Knochen sein (Bloebaum et al. 1994; Stern et al. 1997).
Die verfügbaren klinisch-radiologischen Langzeitstudien zeigen verlässliche Ergebnisse der zementfreien Versorgung bei einigen Prothesentypen nach mehr als 10 Jahren (Karachalios et al. 2018; Napier et al. 2018; Prudhon und Verdier 2017). Newman et al. (2019) beschrieben sogar eine überlegene Überlebensrate mit gleichen Outcome-Parameter in einer Meta-Analyse, wobei aber nur 7 Studien eingeschlossen wurden.
Es wird anhand der Ergebnislage aber unmissverständlich klar, dass die zementierte Versorgung als Standard anzusehen ist und eine zementfreie Versorgung sich hieran messen muss (Lombardi et al. 2007). Für eine Vielzahl der heute verwendeten Prothesen wurde unabhängig und einheitlich eine verlässliche Langzeitfixierung der Komponenten mittels PMMA nachgewiesen (Abschn. 2.2).
Modulare Systeme, insbesondere für Revisionsoperationen, verfügen heute über lange Schaftkomponenten für eine metaphysäre bis diaphysäre Verankerung femoral und tibial. Sie werden entweder bei ausgedehnten knöchernen Defekten eingesetzt oder wenn eine zusätzliche Varus-Valgus-Stabilisierung durch die Komponenten erreicht werden soll. Es sind unterschiedliche Fixierungen von der rein zementfreien Press-fit-Versorgung, über die Hybridverankerung (Schaft press-fit, Komponente zementiert) bis zur vollzementierten Versorgung möglich. Bisher hat sich keine grundsätzliche Bevorzugung eines Verankerungsprinzips gezeigt. Die Entscheidung muss im Einzelfall getroffen werden, da sie von einer Vielzahl von Faktoren abhängig ist (Defektgröße, Reimplantation nach septischem Geschehen, Größenvielfalt der Schäfte zur sicheren Press-fit-Verankerung u. a.). Die Tendenz geht bei den Schaftverlängerungen derzeit in Richtung der zementierten Verankerung.

Fazit für die Praxis

Je nach Schweregrad der Gonarthrose stehen uns unterschiedliche Prothesensysteme (unikondyläre Knieprothesen, bikondyläre Oberflächenersatzprothesen mit und ohne Patellarückflächenersatz, teilgekoppelte Implantate als auch gekoppelte Kniegelenk-Implantatsysteme) zur Verfügung. Diese wurden über die Jahrzehnte in Hinblick auf die Materialeigenschaften (CoCrM- oder Titanlegierungen, Polyethyleneigenschaften des Inlays) und Designoptionen weiterentwickelt und garantieren heutzutage sehr hohe Standzeiten über 15–20 Jahre hinaus. Die Verwendung von zementfreien Sleeves und Konen zur axial- und rotationsstabilen Anbindung an die Metaphyse, vor allem tibial, zeigte in neuesten Studien vielversprechende Langzeitergebnisse mit verbesserten Überlebens- und Revisionsraten (Chalmers et al. 2017; Kim et al. 2018a; Potter et al. 2016) (Kap. „Revisionsendoprothetik in der aseptischen Situation“).
Literatur
Aglietti P, Baldini A, Buzzi R, Lup D, De Luca L (2005) Comparison of mobile-bearing and fixed-bearing total knee arthroplasty: a prospective randomized study. J Arthroplast 20:145–153
Alnachoukati OK et al (2018) Eight hundred twenty-five medial mobile-bearing unicompartmental knee arthroplasties: the first 10-year US multi-center survival analysis. J Arthroplast 33:677–683
Anderson JA et al (2007) Constrained condylar knee without stem extensions for difficult primary total knee arthroplasty. J Knee Surg 20:195–198PubMed
Ansari S, Newman JH, Ackroyd CE (1997) St. Georg sledge for medial compartment knee replacement. 461 arthroplasties followed for 4 (1–17) years. Acta Orthop Scand 68:430–434PubMed
Arauz P, Klemt C, Limmahakhun S, An S, Kwon YM (2018a) Stair climbing and high knee flexion activities in bi-cruciate retaining total knee arthroplasty: in vivo kinematics and articular contact analysis. J Arthroplast. https://​doi.​org/​10.​1016/​j.​arth.​2018.​11.​013
Arauz P, Peng Y, Kwon YM (2018b) Knee motion symmetry was not restored in patients with unilateral bi-cruciate retaining total knee arthroplasty-in vivo three-dimensional kinematic analysis. Int Orthop 42:2817–2823PubMed
Argenson JN, Parratte S (2006) The unicompartmental knee: design and technical considerations in minimizing wear. Clin Orthop Relat Res 452:137–142PubMed
Arikupurathu OM, Johnston L, MacInnes A, Nicol G, Nassif M (2018) Medium- to long-term results of the nexgen legacy posterior stabilized fixed-bearing knee replacement. J Knee Surg. https://​doi.​org/​10.​1055/​s-0038-1660477
Berger RA et al (2001) Long-term followup of the Miller-Galante total knee replacement. Clin Orthop Relat Res 388:58–67
Bergschmidt P et al (2013) Total knee replacement system with a ceramic femoral component versus two traditional metallic designs: a prospective short-term study. J Orthop Surg (Hong Kong) 21:294–299
Bert JM (1998) 10-year survivorship of metal-backed, unicompartmental arthroplasty. J Arthroplast 13:901–905
Bloebaum RD, Nelson K, Dorr LD, Hofmann AA, Lyman DJ (1991) Investigation of early surface delamination observed in retrieved heat-pressed tibial inserts. Clin Orthop Relat Res 269:120–127
Bloebaum RD, Rubman MH, Hofmann AA (1992) Bone ingrowth into porous-coated tibial components implanted with autograft bone chips. Analysis of ten consecutively retrieved implants. J Arthroplast 7:483–493
Bloebaum RD, Bachus KN, Mitchell W, Hoffman G, Hofmann AA (1994) Analysis of the bone surface area in resected tibia. Implications in tibial component subsidence and fixation. Clin Orthop Relat Res 309:2–10
Blunn G, Brach del Preva EM, Costa L, Fisher J, Freeman MA (2002) Ultra high molecular-weight polyethylene (UHMWPE) in total knee replacement: fabrication, sterilisation and wear. J Bone Joint Surg (Br) 84:946–949
Blunn GW, Walker PS, Joshi A, Hardinge K (1991) The dominance of cyclic sliding in producing wear in total knee replacements. Clin Orthop Relat Res 273:253–260
Blunn GW et al (1992) Polyethylene wear in unicondylar knee prostheses. 106 retrieved Marmor, PCA, and St Georg tibial components compared. Acta Orthop Scand 63:247–255PubMed
Brown TS, Van Citters DW, Berry DJ, Abdel MP (2017) The use of highly crosslinked polyethylene in total knee arthroplasty. Bone Joint J 99-B:996–1002PubMed
Buchanan RA, Rigney ED Jr, Williams JM (1987) Ion implantation of surgical Ti-6Al-4V for improved resistance to wear-accelerated corrosion. J Biomed Mater Res 21:355–366PubMed
Buechel FF, Pappas MJ (1986) The New Jersey low-contact-stress knee replacement system: biomechanical rationale and review of the first 123 cemented cases. Arch Orthop Trauma Surg 105:197–204PubMed
Buechel FF, Pappas MJ (1989) New Jersey low contact stress knee replacement system. Ten-year evaluation of meniscal bearings. Orthop Clin North Am 20:147–177PubMed
Buechel FF Sr (2002) Long-term followup after mobile-bearing total knee replacement. Clin Orthop Relat Res 404:40–50
Cartier P, Sanouiller JL, Grelsamer RP (1996) Unicompartmental knee arthroplasty surgery. 10-year minimum follow-up period. J Arthroplast 11:782–788
Chalmers BP, Desy NM, Pagnano MW, Trousdale RT, Taunton MJ (2017) Survivorship of metaphyseal sleeves in revision total knee arthroplasty. J Arthroplast 32:1565–1570
Chang YS, Gu HO, Kobayashi M, Oka M (1998) Influence of various structure treatments on histological fixation of titanium implants. J Arthroplast 13:816–825
Chaudhry A, Goyal VK (2018) Fixed-bearing versus high-flexion RP total knee arthroplasty (TKA): midterm results of a randomized controlled trial. J Orthop Traumatol 19:2PubMedPubMedCentral
Cheng CK, Huang CH, Liau JJ (2003) The influence of surgical malalignment on the contact pressures of fixed and mobile bearing knee prostheses – a biomechanical study. Clin Biomech (Bristol, Avon) 18:231–236
Chockalingam S, Scott G (2000) The outcome of cemented vs. cementless fixation of a femoral component in total knee replacement (TKR) with the identification of radiological signs for the prediction of failure. Knee 7:233–238PubMed
Cholewinski P et al (2015) Long-term outcomes of primary constrained condylar knee arthroplasty. Orthop Traumatol Surg Res 101:449–454PubMed
Cook SD, Thomas KA (1991) Fatigue failure of noncemented porous-coated implants. A retrieval study. J Bone Joint Surg (Br) 73:20–24
Costa L, Jacobson K, Bracco P, Brach del Prever EM (2002) Oxidation of orthopaedic UHMWPE. Biomaterials 23:1613–1624PubMed
Costa L, Bracco P, Brach del Prever EM, Kurtz SM, Gallinaro P (2006) Oxidation and oxidation potential in contemporary packaging for polyethylene total joint replacement components. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 78:20–26PubMed
Cottino U et al (2017) Long-term results after total knee arthroplasty with contemporary rotating-hinge prostheses. J Bone Joint Surg Am 99:324–330PubMed
Coventry MB, Finerman GA, Riley LH, Turner RH, Upshaw JE (1972) A new geometric knee for total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 83:157–162PubMed
Deshmukh RV, Scott RD (2001) Unicompartmental knee arthroplasty: long-term results. Clin Orthop Relat Res 392:272–278
Diduch DR, Insall JN, Scott WN, Scuderi GR, Font-Rodriguez D (1997) Total knee replacement in young, active patients. Long-term follow-up and functional outcome. J Bone Joint Surg Am 79:575–582PubMed
Dobbs HS, Robertson JL (1982) Alloys for orthopaedic implant use. Eng Med 11:175–182PubMed
Donaldson WF 3rd, Sculco TP, Insall JN, Ranawat CS (1988) Total condylar III knee prosthesis. Long-term follow-up study. Clin Orthop Relat Res 226:21–28
Eftekhar NS (1978) Adjustable intramedullary replacement of the knee: evolution of surgical technique and prosthesis. Clin Orthop Relat Res 137:235–243
Eftekhar NS (1983) Total knee-replacement arthroplasty. Results with the intramedullary adjustable total knee prosthesis. J Bone Joint Surg Am 65:293–309PubMed
Ehrhardt J, Gadinsky N, Lyman S, Markowicz D, Westrich G (2011) Average 7-year survivorship and clinical results of a newer primary posterior stabilized total knee arthroplasty. HSS J 7(2):120–124. https://​doi.​org/​10.​1007/​s11420-011-9196-1. Epub 2011 Apr 13. PMID: 22754410; PMCID: PMC3145860
Engelbrecht E, Zippel J (1973) The sledge prosthesis „model St. Georg“. Acta Orthop Belg 39:203–209PubMed
Engh GA, Ammeen DJ (2001) Periprosthetic osteolysis with total knee arthroplasty. Instr Course Lect 50:391–398PubMed
Faschingbauer M, Renner L, Boettner F (2017) Allergy in total knee replacement. Does it exist?: Review Article. HSS J 13:12–19PubMed
Freeman MAR, Swanson SAV, Todd RC (2003) The classic: total replacement of the knee using the Freeman-Swanson knee prosthesis. Clin Orthop Relat Res 416:4–21
Gleeson RE, Evans R, Ackroyd CE, Webb J, Newman JH (2004) Fixed or mobile bearing unicompartmental knee replacement? A comparative cohort study. Knee 11:379–384PubMed
Goodfellow J, O’Connor J (1978) The mechanics of the knee and prosthesis design. J Bone Joint Surg (Br) 60-B:358–369
Goodfellow JW, Tibrewal SB, Sherman KP, O’Connor JJ (1987) Unicompartmental Oxford Meniscal knee arthroplasty. J Arthroplast 2:1–9
Greenwald AS, Bauer TW, Ries MD (2001) New polys for old: contribution or caveat? J Bone Joint Surg Am 83-A(Suppl 2):27–31
Gustke KA (2005) Preoperative planning for revision total knee arthroplasty:avoiding chaos. J Arthroplast 20:37–40
Harris AI, Luo TD, Lang JE, Kopjar B (2018) Short-term safety and effectiveness of a second-generation motion-guided total knee system. Arthroplast Today 4:240–243PubMedPubMedCentral
Hofmann AA, Evanich JD, Ferguson RP, Camargo MP (2001) Ten- to 14-year clinical followup of the cementless Natural Knee system. Clin Orthop Relat Res 388:85–94
Huang CH, Liau JJ, Lung CY, Lan CT, Cheng CK (2002a) The incidence of revision of the metal component of total knee arthroplasties in different tibial-insert designs. Knee 9:331–334PubMed
Huang CH, Ma HM, Liau JJ, Ho FY, Cheng CK (2002b) Osteolysis in failed total knee arthroplasty: a comparison of mobile-bearing and fixed-bearing knees. J Bone Joint Surg Am 84-A:2224–2229
Indelli PF, Aglietti P, Buzzi R, Baldini A (2002) The Insall-Burstein II prosthesis: a 5- to 9-year follow-up study in osteoarthritic knees. J Arthroplasty 17(5):544–549. https://​doi.​org/​10.​1054/​arth.​2002.​32186. PMID: 12168167
Insall JN, Binazzi R, Soudry M, Mestriner LA (1985) Total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 192:13–22
Jacofsky DJ (2008) Highly cross-linked polyethylene in total knee arthroplasty: in the affirmative. J Arthroplast 23:28–30
Jaffe WL, Gross MS, Weinger EB (1982) GUEPAR hinge knee arthroplasty: a five-year followup. Bull Hosp Jt Dis Orthop Inst 42:17–27PubMed
Jones VC et al (1999) An experimental model of tibial counterface polyethylene wear in mobile bearing knees: the influence of design and kinematics. Biomed Mater Eng 9:189–196PubMed
Karachalios T, Komnos G, Amprazis V, Antoniou I, Athanaselis S (2018) A 9-year outcome study comparing cancellous titanium-coated cementless to cemented tibial components of a single knee arthroplasty design. J Arthroplast 33:3672–3677
Kearns SM et al (2018) Rotating hinge implants for complex primary and revision total knee arthroplasty. J Arthroplast 33:766–770
Kennedy JA, Matharu GS, Hamilton TW, Mellon SJ, Murray DW (2018) Age and outcomes of medial meniscal-bearing unicompartmental knee arthroplasty. J Arthroplast 33:3153–3159
Kester MA, Cook SD, Harding AF, Rodriguez RP, Pipkin CS (1988) An evaluation of the mechanical failure modalities of a rotating hinge knee prosthesis. Clin Orthop Relat Res 228:156–163
Kim HJ, Lee OS, Lee SH, Lee YS (2018a) Comparative analysis between cone and sleeve in managing severe bone defect during revision total knee arthroplasty: a systematic review and meta-analysis. J Knee Surg 31:677–685PubMed
Kim YH, Park JW, Kim JS (2018b) Comparison of high-flexion fixed-bearing and high-flexion mobile-bearing total knee arthroplasties – a prospective randomized study. J Arthroplast 33:130–135
Kim YH, Park JW, Kim JS (2018c) The long-term results of simultaneous high-flexion mobile-bearing and fixed-bearing total knee arthroplasties performed in the same patients. J Arthroplast. https://​doi.​org/​10.​1016/​j.​arth.​2018.​11.​007
Knutson K, Lewold S, Robertsson O, Lidgren L (1994) The Swedish knee arthroplasty register. A nation-wide study of 30,003 knees 1976–1992. Acta Orthop Scand 65:375–386PubMed
Koskinen E, Paavolainen P, Eskelinen A, Pulkkinen P, Remes V (2007) Unicondylar knee replacement for primary osteoarthritis: a prospective follow-up study of 1,819 patients from the Finnish Arthroplasty Register. Acta Orthop 78:128–135PubMed
Kouk S, Rathod PA, Maheshwari AV, Deshmukh AJ (2018) Rotating hinge prosthesis for complex revision total knee arthroplasty: a review of the literature. J Clin Orthop Trauma 9:29–33PubMed
Laskin RS (2001) The Genesis total knee prosthesis: a 10-year followup study. Clin Orthop Relat Res 388:95–102
Laskin RS (2003) An oxidized Zr ceramic surfaced femoral component for total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 416:191–196
Lewold S, Goodman S, Knutson K, Robertsson O, Lidgren L (1995) Oxford meniscal bearing knee versus the Marmor knee in unicompartmental arthroplasty for arthrosis. A Swedish multicenter survival study. J Arthroplast 10:722–731
Lombardi AV Jr, Berasi CC, Berend KR (2007) Evolution of tibial fixation in total knee arthroplasty. J Arthroplast 22:25–29
Marmor L (1973) The modular knee. Clin Orthop Relat Res 94:242–248
Marmor L (1988) Unicompartmental arthroplasty of the knee with a minimum ten-year follow-up period. Clin Orthop Relat Res 228:171–177
Matsuda Y, Ishii Y (2004) In vivo laxity of low contact stress mobile-bearing prostheses. Clin Orthop Relat Res 419:138–143
Matthews LS, Goldstein SA, Kolowich PA, Kaufer H (1986) Spherocentric arthroplasty of the knee. A long-term and final follow-up evaluation. Clin Orthop Relat Res 205:58–66
Maynard LM et al (2014) Survival of primary condylar-constrained total knee arthroplasty at a minimum of 7 years. J Arthroplast 29:1197–1201
McCalden RW et al (2017) Clinical results and survivorship of the GENESIS II total knee arthroplasty at a minimum of 15 years. J Arthroplast 32:2161–2166
McEwen HM et al (2001) Wear of fixed bearing and rotating platform mobile bearing knees subjected to high levels of internal and external tibial rotation. J Mater Sci Mater Med 12:1049–1052PubMed
McEwen HM et al (2005) The influence of design, materials and kinematics on the in vitro wear of total knee replacements. J Biomech 38:357–365PubMed
McMahon SE et al (2018) Seventeen to twenty years of follow-up of the low contact stress rotating-platform total knee arthroplasty with a cementless tibia in all cases. J Arthroplast. https://​doi.​org/​10.​1016/​j.​arth.​2018.​11.​024
Medel FJ, Pena P, Cegonino J, Gomez-Barrena E, Puertolas JA (2007) Comparative fatigue behavior and toughness of remelted and annealed highly crosslinked polyethylenes. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 83:380–390PubMed
Mohammad HR, Strickland L, Hamilton TW, Murray DW (2018) Long-term outcomes of over 8,000 medial Oxford Phase 3 Unicompartmental Knees-a systematic review. Acta Orthop 89:101–107PubMed
Moussa ME, Lee YY, Patel AR, Westrich GH (2017) Clinical outcomes following the use of constrained condylar knees in primary total knee arthroplasty. J Arthroplast 32:1869–1873
Napier RJ et al (2018) A prospective evaluation of a largely cementless total knee arthroplasty cohort without patellar resurfacing: 10-year outcomes and survivorship. BMC Musculoskelet Disord 19:205PubMedPubMedCentral
Newman JM et al (2019) Survivorship and functional outcomes of cementless versus cemented total knee arthroplasty: a meta-analysis. J Knee Surg. https://​doi.​org/​10.​1055/​s-0039-1678525
Nieder E (1991) Sled prosthesis, rotating knee and hinge prosthesis: St. Georg model and ENDO-model. Differential therapy in primary knee joint arthroplasty. Orthopade 20:170–180
O’Connor JJ, Goodfellow JW (1996) Theory and practice of meniscal knee replacement: designing against wear. Proc Inst Mech Eng [H] 210:217–222
O’Donnell T, Neil MJ (2010) The Repicci II(R) unicondylar knee arthroplasty: 9-year survivorship and function. Clin Orthop Relat Res 468:3094–3102PubMedPubMedCentral
O’Rourke MR et al (2005) THE JOHN INSALL AWARD: unicompartmental knee replacement. Clin Orthop Relat Res 440:27–37PubMed
Ollivier M, Abdel MP, Parratte S, Argenson JN (2014) Lateral unicondylar knee arthroplasty (UKA): contemporary indications, surgical technique, and results. Int Orthop 38:449–455PubMed
Ollivier M, Jacquet C, Lucet A, Parratte S, Argenson JN (2018) Long-term results of medial unicompartmental knee arthroplasty for knee avascular necrosis. J Arthroplast. https://​doi.​org/​10.​1016/​j.​arth.​2018.​11.​010
Pagnano MW, Trousdale RT, Stuart MJ, Hanssen AD, Jacofsky DJ (2004) Rotating platform knees did not improve patellar tracking: a prospective, randomized study of 240 primary total knee arthroplasties. Clin Orthop Relat Res 428:221–227
Park CH, Kang SG, Bae DK, Song SJ (2018) Mid-term clinical and radiological results do not differ between fixed- and mobile-bearing total knee arthroplasty using titanium-nitride-coated posterior-stabilized prostheses: a prospective randomized controlled trial. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc. https://​doi.​org/​10.​1007/​s00167-018-5095-z
Parks NL, Engh GA, Topoleski LD, Emperado J (1998) The Coventry Award. Modular tibial insert micromotion. A concern with contemporary knee implants. Clin Orthop Relat Res 356:10–15
Parratte S, Pauly V, Aubaniac JM, Argenson JN (2012) No long-term difference between fixed and mobile medial unicompartmental arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 470:61–68PubMed
Pavone V, Boettner F, Fickert S, Sculco TP (2001) Total condylar knee arthroplasty: a long-term followup. Clin Orthop Relat Res 388:18–25
Phillips H, Taylor JG (1975) The Walldius hinge arthroplasty. J Bone Joint Surg (Br) 57:59–62
Pittman GT, Peters CL, Hines JL, Bachus KN (2006) Mechanical bond strength of the cement-tibial component interface in total knee arthroplasty. J Arthroplast 21:883–888
Potter GD 3rd, Abdel MP, Lewallen DG, Hanssen AD (2016) Midterm results of porous tantalum femoral cones in revision total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg Am 98:1286–1291PubMed
Powell AJ et al (2018) A randomized prospective study comparing mobile-bearing against fixed-bearing PFC Sigma cruciate-retaining total knee arthroplasties with ten-year minimum follow-up. Bone Joint J 100-B:1336–1344PubMed
Prudhon JL, Verdier R (2017) Cemented or cementless total knee arthroplasty? – comparative results of 200 cases at a minimum follow-up of 11 years. SICOT J 3:70PubMedPubMedCentral
Puertolas JA, Medel FJ, Cegonino J, Gomez-Barrena E, Rios R (2006) Influence of the remelting process on the fatigue behavior of electron beam irradiated UHMWPE. J Biomed Mater Res B Appl Biomater 76:346–353PubMed
Que L, Topoleski LD (1999) Surface roughness quantification of CoCrMo implant alloys. J Biomed Mater Res 48:705–711PubMed
Ranawat CS, Johanson NA, Rimnac CM, Wright TM, Schwartz RE (1986) Retrieval analysis of porous-coated components for total knee arthroplasty. A report of two cases. Clin Orthop Relat Res 209:244–248
Ranawat CS, White PB, West S, Ranawat AS (2017) Clinical and radiographic results of attune and PFC sigma knee designs at 2-year follow-up: a prospective matched-pair analysis. J Arthroplast 32:431–436
Rand JA, Chao EY, Stauffer RN (1987) Kinematic rotating-hinge total knee arthroplasty. J Bone Joint Surg Am 69:489–497PubMed
Riebel GD, Werner FW, Ayers DC, Bromka J, Murray DG (1995) Early failure of the femoral component in unicompartmental knee arthroplasty. J Arthroplast 10:615–621
Ritter MA et al (2016) Twenty-five-years and greater, results after nonmodular cemented total knee arthroplasty. J Arthroplast 31:2199–2202
Robertsson O, Dunbar MJ, Knutson K, Lewold S, Lidgren L (1999) The Swedish Knee Arthroplasty Register. 25 years experience. Bull Hosp Jt Dis 58:133–138PubMed
Rodriguez JA, Bhende H, Ranawat CS (2001) Total condylar knee replacement: a 20-year followup study. Clin Orthop Relat Res 388:10–17
Sanz-Ruiz P, Carbo-Laso E, Alonso-Polo B, Matas-Diez JA, Vaquero-Martin J (2016) Does a new implant design with more physiological kinematics provide better results after knee arthroplasty? Knee 23:399–405PubMed
Seedhom BB, Longton EB, Dowson D, Wright V (1973) Biomechanics background in the design of a total replacement knee prosthesis. Acta Orthop Belg 39:164–180PubMed
Semlitsch M, Staub F, Weber H (1985) Titanium-aluminium-niobium alloy, development for biocompatible, high strength surgical implants. Biomed Tech (Berl) 30:334–339
Semlitsch MF, Weber H, Streicher RM, Schon R (1992) Joint replacement components made of hot-forged and surface-treated Ti-6Al-7Nb alloy. Biomaterials 13:781–788PubMed
Sextro GS, Berry DJ, Rand JA (2001) Total knee arthroplasty using cruciate-retaining kinematic condylar prosthesis. Clin Orthop Relat Res 388:33–40
Shiers LG (1954) Arthroplasty of the knee; preliminary report of new method. J Bone Joint Surg (Br) 36-B:553–560
Sloan M, Premkumar A, Sheth NP (2018) Projected volume of primary total joint arthroplasty in the U.S., 2014 to 2030. J Bone Joint Surg Am 100:1455–1460PubMed
Sprenger TR, Doerzbacher JF (2002) Long-term follow-up of the GSB II total knee used in primary total knee arthroplasty. J Arthroplast 17:176–183
Steckel H, Klinger HM, Baums MH, Schultz W (2005) Long-term results of the Blauth knee prosthesis – current status of hinged knee prostheses. Z Orthop Ihre Grenzgeb 143:30–35
Stern SH, Wills RD, Gilbert JL (1997) The effect of tibial stem design on component micromotion in knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 345:44–52
Streicher RM, Weber H, Schon R, Semlitsch M (1991) New surface modification for Ti-6Al-7Nb alloy: oxygen diffusion hardening (ODH). Biomaterials 12:125–129PubMed
Sumner DR et al (1994) Effect of pegs and screws on bone ingrowth in cementless total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 309:150–155
Title CI, Rodriguez JA, Ranawat CS (2001) Posterior cruciate-sacrificing versus posterior cruciate-substituting total knee arthroplasty: a study of clinical and functional outcomes in matched patients. J Arthroplast 16:409–414
Townley CO (2005) The classic: articular-plate replacement arthroplasty for the knee joint.1964. Clin Orthop Relat Res 440:9–12PubMed
Tsukamoto R et al (2006) Improved wear performance with crosslinked UHMWPE and zirconia implants in knee simulation. Acta Orthop 77:505–511PubMed
Vessely MB, Whaley AL, Harmsen WS, Schleck CD, Berry DJ (2006) The Chitranjan Ranawat Award: long-term survivorship and failure modes of 1000 cemented condylar total knee arthroplasties. Clin Orthop Relat Res 452:28–34PubMed
Vigorita VJ, Minkowitz B, Dichiara JF, Higham PA (1993) A histomorphometric and histologic analysis of the implant interface in five successful, autopsy-retrieved, noncemented porous-coated knee arthroplasties. Clin Orthop Relat Res 293:211–218
Walker PS (2001) A new concept in guided motion total knee arthroplasty. J Arthroplast 16:157–163
Walker PS, Sathasivam S (2000) Design forms of total knee replacement. Proc Inst Mech Eng [H] 214:101–119
Walker PS, Wang CJ, Masse Y (2003) Joint laxity as a criterion for the design of condylar knee prostheses. Clin Orthop Relat Res. https://​doi.​org/​10.​1097/​01.​blo.​0000062382.​79828.​bc5-12
Walker T et al (2018) Minimally invasive Oxford unicompartmental knee arthroplasty ensures excellent functional outcome and high survivorship in the long term. Knee Surg Sports Traumatol Arthrosc. https://​doi.​org/​10.​1007/​s00167-018-5299-2
Walldius B (1957) Arthroplasty of the knee using an endoprosthesis. Acta Orthop Scand Suppl 24:1–112PubMed
Wasielewski RC et al (1997) Tibial insert undersurface as a contributing source of polyethylene wear debris. Clin Orthop Relat Res 345:53–59
Waugh TR, Smith RC, Orofino CF, Anzel SM (1973) Total knee replacement: operative technic and preliminary results. Clin Orthop Relat Res 94:196–201
Whiteside LA (1994) Four screws for fixation of the tibial component in cementless total knee arthroplasty. Clin Orthop Relat Res 299:72–76
Willie BM et al (2006) Oxidative degradation in highly cross-linked and conventional polyethylene after 2 years of real-time shelf aging. Biomaterials 27:2275–2284PubMed
Wilson PD Jr, Levine DB (2000) Hospital for special surgery. A brief review of its development and current position. Clin Orthop Relat Res 374:90–106
Wirtz DC (2011) AE-Manual der Endoprothetik: Knie. SpringerLink: Bücher. Springer Berlin Heidelberg, Berlin/Heidelberg. https://​doi.​org/​10.​1007/​978-3-642-12889-9CrossRef
Yamamoto S (1979) Total knee replacement with the Kodama-Yamamoto knee prosthesis. Clin Orthop Relat Res 145:60–67
Zeng Y et al (2013) Is there reduced polyethylene wear and longer survival when using a mobile-bearing design in total knee replacement? A meta-analysis of randomised and non-randomised controlled trials. Bone Joint J 95-B:1057–1063PubMed