Hüftschäfte - Implantat - Atlas Zementfreie Hüftpfannen

Zementierte und zementfreie Hüftschäfte 

Konstruktion und Klassifikation 

H. Effenberger, M. Imhof, U. Witzel 

Die Anatomie des proximalen Femurs ist ausgesprochen 

variabel (Dorr 1993), sodass kein Femur 

dem anderen exakt gleicht. Die Femurosteotomieflächen 

zeigen eine große Varianz, konkrete 

Muster sind nicht zu erkennen (Jerosch et al. 1999). 

Ein regelrechter Canal Flare Index (CFI, Noble et al. 

1988) liegt bei der Mehrzahl vor, dennoch müssen 

auch abweichende Formen versorgt werden. 

Die Lateralisation (Offset) des Femurs bewegt sich 

zwischen 20 mm und 65 mm (Noble et al. 1988, 

Aldinger 2004) und steht in direktem Zusammenhang 

mit dem CCD-Winkel und der Halsachsenlänge. 

Diese beiden Größen bestimmen wiederum den Offset, 

die Beinlängenveränderung sowie die Lage des 

Drehzentrums. 

Für die Antetorsion (Abb. 1) des Femurs werden 

Winkelunterschiede von 30° und ein CCD-Winkel 

(Abb. 2) von 120° bis 130° angegeben (Seki et al. 

1998, Kummer et al. 1999, D'Lima et al. 2000, Robinson 

et al. 1997, Bader et al. 2002, Jerosch et al. 

2002). Am Femur und Implantat (Abb. 2, 3) ist der 

CCD-Winkel als Centrum/Caput-Collum-Diaphysen- 

Winkel definiert. 

Am Implantat ist die Halsachsenlänge durch die Distanz 

zwischen dem zentralen Schnittpunkt (Schnittpunkt 

der Halsachse und der Stielachse) und dem 

proximalen Halsende (Abb. 3) gegeben. Die Halslänge 

reicht vom proximalen zum distalen Halsende. 

Die Stielachse entspricht der Diaphysenachse am 

Femur. 

Der Prothesenhals setzt sich aus Konus und Halsteil 

zusammen. Das Vorhandensein dieser veränderlichen 

Größen führt zu einer großen Variabilität der 

Schenkelhalsgeometrie. Die Probleme bei der 

Wiederherstellung der ursprünglichen Verhältnisse 

durch Implantate zeigen sich in der Vielzahl von 

Hüftschaft-Modellen, aufgeteilt in verschiedene 

Größen. 

Die Resektionsebene (Abb. 3) ist als historischer 

Begriff zu werten, der von den zementierten Kragenprothesen 

abgeleitet ist und auch bei zementfreien 

Schäften verwendet wird. Voraussetzung für die Verwendung 

eines Kragens ist die Übereinstimmung 

von anatomischer Resektionsebene und proximaler 

Prothesenkonstruktion hinsichtlich Kragenwinkel und 

seiner Position. 

Bei physiologischer Belastung trifft die Gelenkresultierende 

(Bergmann et al. 2004) im Einbeinstand 

unter 16° gegen die Senkrechte auf den Hüftkopf. 

Danach verläuft der Kraftvektor intraossär. Beim 

künstlichen Hüftgelenk werden die Kräfte über den 

Kugelkopf auf das Implantat übertragen (Abb. 4). Der 

Kraftvektor läuft, bedingt durch die schlanke Halsund 

Schaftkonstruktion, medial außerhalb der 

Prothese und erzeugt somit neben der Axialbelastung 

ein Biegemoment (Kippmoment), das durch 

radiale Reaktionskräfte des Femurs kompensiert 

werden muss. Beim Aufstehen aus dem Sitzen und 

beim Treppensteigen wird auf die Prothese ein hohes 

Rotationsmoment übertragen, sodass hinsichtlich der 

Primärstabilität entsprechende Rotations-(Dreh-), 

Radial-(Kipp-) und Axialstabilität gegeben sein 

müssen. 

Von anterior-posterior betrachtet, entstehen, bedingt 

durch einen variablen Offset, unterschiedliche Kippmomente, 

aber auch von lateral gesehen, auf Grund 

von Veränderungen der Anteversion. Die axialen 

Belastungskomponenten pressen den Stiel in den 

Femur und erzeugen Kippmomente im proximalen 

Prothesenteil. Von Bedeutung ist dabei ein Wechsel 

der Stielbelastung. So entstehen im Stehen, insbesondere 

im Einbeinstand (Extension), die größten 

Kippmomente und axialen Belastungen. Diese 

ändern sich, z. B. beim Niedersetzen oder beim Treppensteigen, 

in Rotationsmomente. Die auftretenden 

Kräfte stehen in engem Zusammenhang mit den 

geometrischen Verhältnissen des Schenkelhalses 

und damit auch mit der Auslegung des Hüftstiels in 

diesem Bereich (Halslänge/CCD-Winkel). 

+15° 

-15° 

AT 

Abb. 1 Antetorsionswinkel (AT). Die durchschnittliche 

Femurantetorsion liegt bei ca. 12-14°. 

3

4 H. Effenberger, M. Imhof, U. Witzel 

Abb. 2 Femur (a von vorne, b von lateral, c von medial). 

Halsachse 

Konus Halsteil 

Halslänge (Hals) 

proximales Halsende 

Halsachsenlänge 

Centrum 

Caput 

Collum 

Offset 

Lateralisation 

CCD-Winkel 

Diaphyse 

a b c 

Keil-/Konus- 

Winkel (ap) 

Stielachse 

Zentraler 

Schnittpunkt 

distales Halsende 

zentrales Stielende 

Resektionsebene 

Beinlängen- 

Veränderung 

proximales Stielende 

Stiellänge (Stiel) 

Keil-/Konus- 

Winkel (v. lateral) 

distales Stielende 

a b c 

Abb. 3 Zementfreier Hüftschaft (a von vorne, b von lateral, c von medial).

Zementierte und zementfreie Hüftschäfte - Konstruktion und Klassifikation 5 

R 

Fz 

a 

Fx 

R 

Fy 

Fy 

Fz 

Radialkraft 

Fz 

R 

Rotationskraft 

Axialkraft Radialkraft 

Fy 

c d e 

Fz 

Abb. 4 Der Schaft ist analog der Femurachse und Kurvatur in ap von proximal lateral nach distal medial und in der Seitenansicht 

von proximal dorsal nach distal ventral geneigt. Diese Position entspricht der im Stand. Daraus ist ersichtlich, 

dass neben den beiden Kraftvektoren Fx und Fz auch der Vektor Fy besteht, der in dieser Position ein relativ kleines Torsionsmoment 

bezüglich der Stielachse bewirkt. Aus der Axialkraft (Fz) entstehen Kippmomente und, bedingt durch die Keilform, 

Radialkräfte nach medial und lateral sowie ventral und dorsal. Fy erzeugt die Rotationskraft, woraus ein Torsionsmoment 

entsteht (a). 

Abbildung b zeigt die Zerlegung der Resultierenden R in die Vektoren Fz und Fx. Diese beiden Kräfte bewirken Kippmomente 

in der Frontalebene. Wenn die Verankerung der Prothese oberhalb der Schnittebene der Resultierenden liegt, ergibt 

sich eine Rotation des Kopfes nach medial, wenn unterhalb, dann nach lateral. 

Abbildung c entspricht etwa dem Zustand von Abb. a in der Lateralansicht, d. h. im Stand ist die Rotationskraft gering (Fy) 

und die Axialkraft Fz groß. Mit zunehmender Flexion (d, e) wird die Rotationskraft größer und die Axialkraft wird geringer. 

Bei dieser Betrachtung ist die Richtung der Resultierenden R immer als konstant angenommen. 

R 

Fy 

Fx 

b 

R 

Fz


Die Implantationstechnik über einen axialen Zugang 

ermöglicht das Einbringen von langen und geraden 

Stielen, die hohe Kippstabilität in alle Richtungen 

aufweisen. Die Kippstabilität hängt direkt mit den 

Stiellängen zusammen, wobei lange Stiele sich stabiler 

als kurze implantieren lassen. 

Der Hüftstiel (Abb. 3), der dem Verankerungsteil der 

Prothese entspricht, hat die Aufgabe der Verankerung 

und die auftretenden Kräfte weiterzuleiten. 

Stielform und Stiellänge sind unterschiedlich und 

abhängig vom Verankerungstyp und der Konstruktion. 

Die gewünschte Art der Kraftübertragung vom 

Implantat auf den Knochen bestimmt im Wesentlichen 

das Design des Hüftstiels. Dieser sollte so 

gestaltet sein, dass die physiologische Krafteinleitung 

möglichst nachvollzogen wird und von proximal 

nach distal abnimmt. Durch die Resektion des 

Schenkelhalses wird die physiologische Krafteinleitung 

geändert. 

ZEMENTIERTE SCHÄFTE 

Voraussetzung für die dauerhafte Implantatsstabilität 

ist die Fixation von Implantat, Zement und Knochen 

mit intaktem Interface. 

Für die Verankerung ist, geometrisch betrachtet, eine 

Stielkrümmung mit konstantem Radius ideal. Die 

gebogene Form wirkt insbesonders zum Auffangen 

von Rotationskräften, aber auch als axiale Stabilisation. 

Dazu dienen ebenso rechteckige oder trapezoide 

Querschnittsformen (Abb. 5a, b), wobei diese auch 

zur Stabilisierung von Valgus-/Varus-Bewegungen dienen. 

Bei der Umsetzung von Lösungen zur Verankerung 

wurde eine Vielzahl von Stielbögen und Querschnitten 

entwickelt. 

Stabilisatoren 

Zur Unterstützung der Stabilität werden an den 

Implantaten zusätzliche Stabilisatoren angebracht. 

Ein proximaler Kragen soll ein Nachsinken, aber 

auch durch Abdichtung ein Austreten von Zementpartikeln 

verhindern. Dadurch wird zudem eine Verbesserung 

der Zementkompression erreicht. Ob ein 

Nachsinken dadurch effektiv verhindert werden kann, 

ist fraglich. 

Durch die geänderte Krafteinleitung kommt es postoperativ 

zu einer Kalkarresorption, wodurch der Kragen 

seine ursprünglich vorgesehene Funktion der 

Kraftübertragung verliert (Kale et al. 2000). 

a b 

c d e 

Abb. 5 Rechteckige (a) und trapezoide (b) Querschnittsformen, 

Nut (c) und Finnen (Stabilisatoren d, e) 

Die Frage, ob eine Prothese einen Kragen haben sollte 

oder nicht, kann auch durch die Ergebnisse von 

Nationalregistern nicht beantwortet werden (Malchau 

et al. 2000). 

Zur Varus-, Valgusstabilität werden Längsrillen oder 

Längsnuten (Abb. 5c) angebracht. Um eine Schwächung 

des Zementbettes zu verhindern, werden sie 

in Längsrichtung und verrundet gefertigt. 

Die Stabilität der Verankerung wird hinsichtlich der 

radialen und axialen Stabilität hauptsächlich durch 

die gebogene Schaftform, bezüglich der Zementkompression 

durch das von distal nach proximal 

zunehmende Implantatvolumen und hinsichtlich der 

Varus-, Valgusstabilität durch den Schaftquerschnitt 

bestimmt. 

Proximale/laterale Finnen (Abb. 5d, e) unterstützen 

die Rotationsstabilität, proximal/horizontal auslaufende 

Rippen die axiale Stabilität und die Zementkompression. 

Als indirekte Stabilisatoren können die verschiedenen 

Stielzentrierungssysteme angesehen werden. 

Sie wirken insofern stabilisierend, indem sie eine 

relativ konstante Zementmanteldicke bewirken und 

damit das ganze Zement-Stiel-System unterstützen.


Zementiertechnik 

Durch die Resektionsebene des Schenkelhalses und 

nicht radiäre Stielformen, die beim Raspeln ein zu 

großes Schaftlager verursachen, wird ein asymmetrischer 

Zementmantel, der 2 - 3 mm nicht unterschreiten 

soll, erreicht (Barrack et al. 1992, Ebramzadeh et 

al. 1994, Fisher et al. 1997, Breusch et al. 2001). 

Bei dünner Ummantelung (Draenert und Draenert 

1992) können Lockerungsprobleme (Massoud et al. 

1997) und lokale Osteolysen (Schmitz et al. 1994) 

entstehen. Dazu kommt, dass der Zement, auf Grund 

der spongiösen und kortikalen Knochenqualitäten, 

nicht gleichmäßig tief in den umliegenden Knochen 

einzudringen vermag. Insbesonders anatomisch 

adaptierte Stiele haben die Voraussetzung für einen 

gleichmäßigen Zementmantel (Breusch et al. 1998). 

Um eine bessere Zementverzahnung zu erreichen, 

wurde die Zementiertechnik kontinuierlich verbessert. 

Für ein entsprechend ausgesteiftes Implantatslager 

ist der Erhalt der Spongiosa notwendig. Fehlt 

die Spongiosa, wird die Scherbeanspruchung reduziert 

(Dohmae et al. 1988) und es kommt zu vermehrter 

Lockerung (Beckenbaugh und Ilstrup 1978). 

Die Qualität des Interface spielt die entscheidende 

Rolle hinsichtlich der Haltbarkeit der Zementfixierung 

am Femur (Mulroy et al. 1995, Mulroy und Harris 

1997). Trotz verbesserter Technik ist ein frühzeitiges 

Versagen möglich (Sporer et al. 1999). 

Das ungenügende Eindringen von Zement in die 

Spongiosa, die Alterung des Zementes sowie die 

Reaktionstemperatur von Zweikomponentensystemen 

zeigten sich als Nachteile des Zementes. Ab 

einer Reaktionstemperatur von 47°C entsteht bei 

Zementmanteldicken von 3 mm ein Einfluss durch 

die Wärmeentwicklung. Die Reaktionswärme bedingt, 

wie bei der Pfanne, Nebenwirkungen mit Knochennekrosen 

(Oates et al. 1995), ohne dass dies 

einen Einfluss auf die Langzeitergebnisse haben 

Tab. 1 Generationen der Zementiertechnik 

1. Generation 

Handimpaktiertechnik 

2. Generation 

Distaler Verschluss des Schaftes mit Zapfen 

Spülung 

Trocknung 

Retrograde Füllung 

3. Generation 

Druckspülung 

Zentrierer 

Zementkompression 

Reduktion der Zementporosität 

muss. Vitales Knochengewebe wird auch nach vielen 

Jahren nachgewiesen (Jasty et al. 1990, Oates et al. 

1995). 

Ein Vergleich zwischen der Vakuummischtechnik und 

der herkömmlichen Mischung (Tab. 1) ergab ein 

erhöhtes Revisionsrisiko für die ursprünglich angewendeten 

Techniken. Durch die Porenreduktion bei 

der Vakuummischtechnik (Schelling et al. 2002) kann 

eine geringere Revisionsrate erreicht werden (Malchau 

et al. 2000). 

Material und Oberfläche 

Als Material für zementierte Hüftprothesen werden 

vorwiegend die CoCrMo-Gusslegierung (ISO 5832-4) 

und CoCrMo-Schmiedelegierung (ISO 5832-6) eingesetzt, 

weniger Titanlegierungen (Semlitsch 1987, 

Sotereanos und Engh 1995, Bensmann 1997). 

Polierte Implantatsoberflächen, mit einer Mittenrauigkeit 

(Ra) von


Ergebnisse 

Durch die Verwendung moderner Zementiertechniken 

wurden die Ergebnisse (Tab. 2) kontinuierlich 

verbessert (Poss et al. 1988, Russotti et al. 1988, 

Smith 1990, Sullivan et al. 1994, Mulroy et al. 1995, 

Britton et al. 1996, Madey et al. 1997, Mulroy und 

Harris 1997, Bourne 1998, Joshi et al. 1998, Smith et 

al. 1998, Smith et al. 2000, Malchau et al. 2000, Callaghan 

et al. 2000, Klapach et al. 2001, Wroblewski 

et al. 2002). Zementierte Standardprothesen (Abb. 7 - 

10) haben nach 10 Jahren Überlebensraten von 93 - 

98 % (Malchau 2000, Ochsner 2002). Unter Berücksichtigung 

von Infektion, Luxation etc. reduziert sich 

die Überlebensrate um 1 - 2 % (Garellick et al. 2000). 

Der Vergleich von erster und zweiter Generation der 

Zementiertechnik zeigt auch bei Patienten unter 

50 Jahren (Barrack et al. 1992, Ballard et al. 1994) 

deutliche Verbesserungen. Die Ergebnisse belegen, 

dass mit der Zementiertechnik insbesondere für den 

Stiel bessere Resultate erreicht werden (Mulroy und 

Harris 1997) als für die Pfanne. Die Zementiertechnik 

und nicht der Zement selbst ist der entscheidende 

Faktor, um die Lockerungsraten zu verringern. 

Berücksichtigt werden muss, dass hinsichtlich des 

verwendeten Knochenzementes signifikante Unterschiede 

bestehen (Espehaug et al. 2002). 

Die Verwendung von hoch- oder normalviskösen 

Zementen ist mit einer Senkung des Revisionsrisikos 

verbunden (Malchau et al. 2000). Durch die Verbesserung 

der Zementiertechnik, mit Abdichtung 

des Markraumes, Spülung des Knochenlagers, Entfernung 

von Knochendebris, retrograder Füllung, 

Zementeinbringung unter Druck sowie distaler und 

proximaler Markraumsperre (2. Generation, Tab. 1), 

wird eine bessere Füllung der umgebenden Spongiosastruktur 

und dadurch eine innere Versiegelung des 

Markraumes erreicht (Maistrelli et al. 1995, Majkowski 

et al. 1994). Bei manchen Implantaten ist jedoch 

nur eine geringe Verbesserung zu sehen. Die Erklärung 

dafür ist unterschiedlich. Die Charnley Prothese 

weist häufig Fehlpositionen mit unzureichender 

Zementummantelung (Garellick et al. 1999, Chambers 

et al. 2001) auf. Die mit der Lubinus SP Prothese 

bereits in der ersten Generation erreichten hohen 

Überlebensraten konnten nicht mehr wesentlich verbessert 

werden. 

Implantate aus Titan-Legierungen zeigen z. T. deutlich 

geringere Überlebensraten (Emerson et al. 2002, 

Ochsner 2002, Weber et al. 2001) als Prothesen aus 

CoCrMo-Legierungen. Die Titanlegierung hat eine 

größere Elastizität, die wahrscheinlich zu einer 

ungünstigen Ermüdungsbelastung des Zementes 

führt (Maurer et al. 2001). Da für zementierte Titanprothesen 

aber langfristig auch niedrige Revisionsraten 

(2 % - 2,9 %) und Überlebensraten von 95,4 % - 

Abb. 6 Epiphysäre Verankerung mit zementierter Kappenprothese 

97,5 % angegeben werden (Hinrichs et al. 2001, Eingartner 

et al. 2002), kommt dem Design, der Oberfläche 

und der Zementiertechnik (Morscher und Wirz 

2002) sicherlich eine wesentliche Rolle zu. 

Obwohl die ersten zementierten Hüftstiele zum Teil 

sehr gute Langzeitresultate aufweisen, zeigte die 

Zementiertechnik der 1. Generation teilweise unbefriedigende 

Ergebnisse, die durch Alterung mit 

Zementzerfall sowie Schlagempfindlichkeit mit 

Zementmantelbrüchen bedingt waren. 

Späte Knochenreaktionen lassen auf eine Änderung 

der Kräfteverteilung schließen. Ursprünglich stark 

belastete Zonen sind unterbelastet und bauen sich 

ab, überbelastete Zonen zeigen dagegen eine 

Kompaktaverbreiterung. Die dadurch entstehenden 

Umbauzonen zwischen Knochen und Zement 

schwächen diesen und können zu Mantelbrüchen 

oder Zementzerrüttung führen. Aber auch die Positionierung 

des Schaftes mit Zentrierung, Rotation 

und Valgus-/Varus-Position stellt Anforderungen an 

die Raumvorstellung. Ebenso wird der zeitliche Aufwand 

für die Aufbereitung, Einbringung und Aushärtung 

des Zements als Nachteil empfunden. Diese 

Umstände führten zur Überlegung, die zementfreie 

Verankerungstechnik weiter zu entwickeln.


a b 

Abb. 7 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader Monoblockprothese 

mittlerer Länge (Standardschaft) von ap (a) 

und lateral (b). 

a b 

Abb. 9 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomisch 

geformter Monoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) 

von ap (a) und lateral (b). 

a b 

Abb. 8 Meta-diaphysäre Verankerung mit gebogener 

Monoblockprothese mittlerer Länge (Standardschaft) von 

ap (a) und lateral (b). 

a b 


geformter Modularprothese mittlerer Länge von ap (a) und 

lateral (b).


a b 


geformter Monoblockprothese lang (Langschaft) von ap (a) 

und lateral (b). 

Abb. 12 Diaphysäre Verankerung mit modularer Prothese 

(proximaler Femurteilersatz).


Tab. 2 Zementierte Hüftschäfte 

Prothesentyp Autor Jahr Nachunter- Alter FU Revisionsrate ÜLR Bemerkungen 

suchungen/ (Jahre) (Jahre) 

Operationen 

Charnley Callaghan 2002 59/62 25 7% 87% 4 aseptische Wechsel 

3 (5%) Infektion 

5 (8%) Osteolysen 

3 % Infektion 

48% mechanische Lockerung 

Charnley Wroblewski 1999 320 43 22 2,5% 7,5% Gesamt (4,1% Pfanne, 

0,3% Femurfraktur, 0,3% Luxationen, 

0,3% Infektionen, 0,9% andere) 

McKee Jacobsson 1996 107 66 20 11,2% 12 Schaftwechsel 

77% 20 Jahre Pfanne und Schaft 

2. Generation Zementiertechnik 

Stanmore Malchau 2000 1314 20 79% 

(1979-1989) 

St. Georg MK I Friesecke 2002 891 20 13,3% 91,5% 10 Jahre 

71% 20 Jahre 

(6,2% Pfanne, 12,2% Pfanne u. Schaft) 

Lubinus SP Malchau 2002 4827 17 89,9% 

(1979-1989) 

Müller GS Malchau 2002 1346 10 97,8% 

(1990-2000) 

Malchau 2002 1736 19 80,4% 

(1979-1989) 

Marburg Hinrichs 2003 220/612 58,1 11,4 8,1% 18/220 Wechsel - glatte Oberfläche 

343/812 62,6 6 8,7% 30/343 Wechsel - raue Oberfläche 

Osteal Nizard 1992 87/187 64,8 10 99,2% Ti 6Al 4V


ZEMENTFREIE HÜFTSCHÄFTE 

Bei Verwendung von zementfreien Hüftschäften 

besteht die Vorstellung, dass das Knochen-Implantat-Interface 

dauerhafter sei, als dies mit Polymethylmethacrylat 

zu erreichen ist. Die ausgezeichneten 

Ergebnisse zementierter Femurprothesen stellen die 

Anwender von zementfreien Schäften vor die Frage, 

ob diese auch mit der biologischen Fixation 

(Zweymüller et al. 1988, Sporer und Paprosky 2005) 

erreicht werden können. Dabei sind die Kriterien 

• Verankerung 

• Stabilisatoren 

• Material und Oberfläche 

von entscheidender Bedeutung. 

Die Hauptanforderungen an Hüftschäfte sind das 

Erreichen einer hohen Primärstabilität (primäre Festigkeit) 

zwischen Knochen und Implantat und die 

Rekonstruktion des anatomischen Drehzentrums. 

Verankerung 

Das zentrale Problem zementfreier Schäfte stellt die 

primär stabile Verankerung dar. Initial wird die Stabilität 

durch einen Kraft/Reibschluss (Witzel 1988) mit 

einer Druckvorspannung (Pressfit) erreicht. Dazu 

werden Techniken wie die der Verkeilung angewandt. 

Die Druckvorspannung sollte dabei mindestens so 

lange aufrecht erhalten werden, bis die Sekundärstabilität 

durch Osseointegration vollzogen ist. Umbaubzw. 

Resorptionsvorgänge sowie übermäßige Belastung 

können die Entwicklung der Sekundärstabilität 

unterbinden, da die Druckvorspannung rasch reduziert 

wird. 

Für die Kraftübertragung und Stabilität ist es 

notwendig, dass sich die Prothese an der Kortikalis 

großflächig abstützt. Eine Kraftübertragung im proximalen 

Bereich ist nur dann gewährleistet, wenn der 

Prothesenstiel distal nicht fixiert und knöchern nicht 

eingebaut ist. Die unphysiologische Krafteinleitung 

bei distaler Schaftfixierung und Minderbelastung des 

proximalen Teiles kann zu Knochenumbau mit proximalem 

Knochenverlust und distaler Kompaktaverdichtung 

und -verbreiterung (Stress Shielding, 

Remodeling) führen. 

Formbestimmende Kriterien sind die primäre 

Verankerungsart (epi-, meta-, diaphysär) und die 

anatomiegerechte Gestaltung der Stiele. Implantate, 

die primär metaphysär verankert werden, können 

durch Oberflächengestaltung (Korundstrahlung) eine 

zusätzlich diaphysäre Sekundärverankerung erhalten. 

b 

c 

a 

Abb. 13 Querschnittsformen (a rund, b oval, c hexagonal, 

d trapezförmig, e rechteckig). 

Durch das Querschnittsdesign im proximalen Bereich 

der Prothese kann ein großer Hebelarm erreicht 

werden, der das über den Prothesenkopf eingeleitete 

Drehmoment kompensiert und als möglichst geringe 

Flächenlast in die Kompakta einleitet. Die Querschnittsformen 

des Schaftes reichen von rund über 

oval bis kantig (Abb. 13) und werden durch die Rotationskräfte 

beeinflusst. Entsprechend der anatomischen 

Metaphysenform wird mit einem rechteckigen 

oder längs-ovalen medio-lateralen Prothesenquerschnitt 

ein größerer Hebelarm erreicht (Effenberger et 

al. 2001) und dadurch eine bessere Rotationsstabilität 

erzielt. 

Abb. 14 Epiphysäre Verankerung mit Kappenprothese. 

d 

e


Epiphysäre Verankerung 

Um die natürlichen Knochenstrukturen nur wenig zu 

zerstören und damit eine weitgehend physiologische 

postoperative Situation zu erhalten, wurden neue 

Konzepte entwickelt, bei denen die Schenkelhalsresektion 

als nicht erforderlich angesehen wird (Freeman 

1986, Pipino 2000). Bereits frühzeitig kam die 

Oberflächenersatzendoprothetik (Schalen-/Kappenprothese, 

Abb. 14), die die geringste Resektion 

erfordert, zur Anwendung (Wagner 1978). Polyethylenbedingte 

Fremdkörpergranulome und Osteolysen 

führten zu einem häufigen Versagen. 

Dieses Konzept wurde mit neuen acetabulären Komponenten 

weiterentwickelt (Mc Minn et al. 2003). Als 

Vorteil dieser Verankerung werden die geringe 

Knochenresektion, der Erhalt des epi- und metaphysären 

Femurs, die Abstützung und proximale 

Krafteinleitung über den Schenkelhals und den proximalen 

Femur, die physiologische Krafteinleitung in 

den Knochen und Vermeidung des Stress-Shielding, 

die Wiederherstellung der normalen Biomechanik mit 

identer Beinlänge und Propriozeption, ein geringes 

Luxationsrisiko und die sichere Revisionsmöglichkeit 

im Falle einer Komplikation angesehen (Witzleb et al. 

2004, Morrey 2000). Wenige Implantate sind zementfrei 

verankerbar. 

Metaphysäre Verankerung 

Beim metaphysären Verankerungskonzept wird der 

erhaltene Schenkelhals zur dynamischen Fixation 

genutzt. Dazu wurde die Druckscheibenprothese 

(Abb. 15, Huggler und Jacob 1980, Huggler et al. 

1993, Buergi et al. 2005), bei der der intramedulläre 

Kanal intakt gelassen wird, entwickelt. Dabei soll die 

Scheibe die Druckkräfte, die Lasche die lateral auftretenden 

Zugkräfte aufnehmen. Die zu große Druck- 

Steckkonus 

Druckscheibe 

mit Körper 

Zugschraube 

Lasche 

Abb. 15 Metaphysäre Verankerung mit Druckscheibenprothese. 

scheibe mit einem Anstoßen am Schalenrand bei 

kurzem Schenkelhals und ein zu großer Stiel bei 

kleinen Femora führten zu Modifikationen (Jerosch et 

al. 2000) mit Verbesserung der Rotationsstabilität 

und Anpassung an den Schenkelhals. 

Schäfte für die metaphysäre Verankerung liegen in 

Monoblockform mit kurzer (Kurzschaft, Abb. 16a, 

17), mittlerer (Standardschaft, Abb. 16b, d) und 

großer Länge (Langschaft, Abb. 16c) vor, sind 

Monoblocks (Abb. 16, 17), modular (Abb. 18a, 17) 

verfügbar oder werden individuell gefertigt (Custom 

made, Abb. 17). Zielsetzung der Schenkelhals- bzw. 

Kurzschaftprothesen (Abb. 15, 16a, 17, 18a) ist die 

Verankerung in der Spongiosa des proximalen 

Femurs. Diese Prothesen zielen auf eine Auflage am 

Kalkar mit lateraler Abstützung ab oder sind nach 

einer Vielpunktverankerung konzipiert und sollen für 

eine verbesserte ossäre Situation bei Wechseloperationen 

sorgen, sodass keine Revisionsimplantate 

verwendet werden müssen. Voraussetzung für die 

Stabilität dieser Prothesen ist die korrekte Position. 

Die Indikationen für Kurzschaftprothesen (Morrey et 

al. 2000) bestehen bei jungen Patienten mit guter 

Knochenqualität, Dysplasiearthrosen, Hüftkopfnekrosen 

ohne Schenkelhalsbeteiligung und posttraumatischer 

Arthrose ohne Schenkelhalsdeformitäten. 

Grenzindikationen liegen bei übergewichtigen 

Patienten vor und bei Coxa vara mit Winkeln, die die 

Implantation noch korrekt möglich machen. Als Kontraindikation 

ergeben sich schlechte Knochenqualität 

durch Osteoporose oder Osteodystrophie. Nicht zu 

versorgen sind starke Coxa vara und Schenkelhalsdeformitäten 

nach Umstellung und Trauma (Thomas 

et al. 2004). Die spannungsoptische Beurteilung 

belegt das biomechanische Konzept der dynamischen 

Fixation mit Anstieg der Krafteinleitung im 

Kalkarbereich und lateraler Kompensation im inneren 

Anlagebereich der Femurkortikalis (Koebke et al. 

2002). Knochendichtemessungen zeigen eine Verdichtung 

im Kalkarbereich. In den dynamisch 

beanspruchten Verankerungszonen wird ein starker 

Knocheneinwuchs beschrieben. Unterhalb der Prothesenspitze 

verhält sich der Knochen normal. Kurzschaftprothesen 

haben keine definierbare Stiel- und 

Schaftachse, keinen CCD-Winkel, sodass übliche 

Geometrieelemente nicht immer zuzuordnen sind. 

Für die metaphysäre Verankerung wird bei Monoblockschäften 

der Stiel z. T. glatt gefertigt. 

Um eine den anatomischen Verhältnissen ideale 

Anpassung zu erreichen, wird bei Individualprothesen 

(Custom made, Abb. 17) auf Basis einer CT- 

Untersuchung eine individuelle Prothese gefertigt 

(Starker et al. 2000, Aldinger 2002). Auf der Grundlage 

von 3D Daten wird eine für den Knochen und die 

Gelenkgeometrie optimale Prothese errechnet und 

deren exakte Implantierbarkeit bereits in der Kon-


Kragen 

a 

a 

b 

c 

Abb. 16 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothese mit kurzem (a), mittlerem (b, d) und langem Stiel (c) . 

a b 

Abb. 17 Metaphysäre Verankerung mit Monoblockprothese 

in Custom made-Konstruktion von ap (a) und lateral (b). 

d 

Hülse 

a b 

Abb. 18 Metaphysäre Verankerung mit modularer Prothese 

mit kurzem (a) und mittlerem (b) Stiel.


struktion berücksichtigt. Individuelle Hüftstiele haben 

die Indikation bei Köcher- und Gelenkdeformitäten, 

die erst im seitlichen Bild oder im CT erkennbar sind 

(Aldinger 2004). 

In Erstoperationen finden modulare Systeme (Abb. 

18) bei Hüftdysplasien Verwendung, wo konventionelle 

Monoblockstiele die gewünschte Anteversion 

oder Beinlänge nicht gewährleisten können. Der 

Vorteil liegt in der Möglichkeit, zuerst den Stiel stabil 

zu verankern und anschließend die Gelenkgeometrie 

zu rekonstruieren. Auch die Berücksichtigung der 

unterschiedlichen proximalen Femuranatomie mit 

trompeten- oder ofenrohrförmiger Gestaltung ist 

dadurch möglich (Aldinger 2004). 

Meta-diaphysäre Verankerung 

Die Entwicklung zementfreier Hüftschäfte ab Mitte 

der Achtzigerjahre ist durch die Modularität, die große 

Anzahl von Stielgrößen mit kontinuierlicher Größenanpassung 

sowie die mikro- und makrostrukturierte 

Oberfläche gekennzeichnet (2. Generation). 

Das Prothesendesign, der Keil- oder Konuswinkel 

und die Femuranatomie entscheiden über proximale 

oder distale Verankerung. Implantate für eine proximale 

Krafteinleitung sind metaphysär voluminös, 

haben größere Stielwinkel, bergen aber die Gefahr 

der distalen Instabilität (Engh und Hopper 2002). Eine 

distale Verankerung bedingt kleine Keil- oder 

Konuswinkel eines längeren Verankerungsstiels und 

deshalb proximal schlanke Implantate. Gerade und 

anatomische Monoblock- und Modularimplantate 

(Abb. 19-22) können aber nicht nur bei regelrechter 

anatomischer Formgebung, sondern auch nach 

Umstellungsoperationen und bei dysplastischen 

Hüften eingesetzt werden (Paavilainen et al. 1993, 

Perka et al. 2000, Wagner 2002). Für Revisionen 

wurde aus dem Standardschaft der Langschaft 

entwickelt (Alloclassic Zweymüller SLL, SLR-Plus, 

Bicontact Revisionsschaft). 

Das Ziel von Monoblockimplantaten (Abb. 20) oder 

anatomischen Modularimplantaten ist ein großflächiger 

Kontakt von Implantat und Stiel. Ausgehend 

von der Überlegung, eine gleichmäßige, den anato- 

a b a 

b 

Abb. 19 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader 

Monoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft) 

von ap (a) und medial (b). 

Abb. 20 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischer 

Monoblockprothese mit mittlerer Länge (Standardschaft) 

von ap (a) und lateral (b).


Abb. 21 Meta-diaphysäre Verankerung mit gerader modularer 

Prothese und kurzer (a), mittlerer (b) und langer (c) 

Schaftlänge (a Kurzschaft, b Standardschaft, c Langschaft). 

a b 

a 

b 

c 

Abb. 22 Meta-diaphysäre Verankerung mit anatomischer 

Modularprothese mit mittlerer Schaftlänge von ap (a) und 

medial (b). 

mischen Verhältnissen angepasste, möglichst optimale 

Krafteinleitung zu schaffen, ergibt sich eine 

rechts - links Variante des Prothesenstiels. Wird ein 

absolut anatomischer Sitz angestrebt, so resultiert 

eine Custom-made Endoprothese. Aus Gründen der 

Implantierbarkeit müssen an die anatomische Form 

Zugeständnisse gemacht werden. Dies ist deshalb 

notwendig, weil eine anatomisch ideal nachgeformte 

individuelle Prothese durch die S-förmigen Krümmungen 

und Torquierungen des proximalen Femurs 

nicht implantiert werden kann. Versucht man dies 

trotzdem, entstehen beim Raspeln Knochenverluste. 

Es ist daher nur eine anatomisch adaptierte Form 

möglich (Effenberger et al. 2004). 

Diaphysäre Verankerung 

Mit diaphysär verankerten Implantaten können proximale 

Knochendefekte überbrückt werden und die 

Voraussetzungen für einen Wiederaufbau des proximalen 

Femurs geschaffen werden. Die diaphysäre 

Verankerung ist indiziert, wenn eine proximale Verankerung 

auf Grund von erheblichen Knochenverlusten 

nicht möglich ist. Ziel ist die Primärstabilität in der 

Diaphyse bei gleichzeitig proximaler Knochenrekonstruktion. 

Indikationen für die diaphysäre Verankerung sind 

• der Austausch gelockerter Hüftprothesenschäfte 

mit ausgedehnter Knochenresorption des proximalen 

Femurs und Ausweitung der Markhöhle 

bzw. starke Ausdünnung der Kortikalis im proximalen 

Femurbereich, 

• die Revision gelockerter Schäfte bei peri- bzw. 

subprothetischer Fraktur, 

• die Rekonstruktion nach Prothesenausbauten, 

• die Deformierung des proximalen Femurs durch 

Fraktur oder Osteotomien bei Erstoperationen 

Monoblockimplantate (Abb. 23) schränken die Variabilität 

hinsichtlich Femurquerschnitt, Länge und 

physiologischer Belastung ein. Modulare Systeme 

(Abb. 24) haben den Vorteil der individuellen Antetorsionseinstellung, 

der Berücksichtigung von distalen 

und proximalen Femurformen und -durchmessern 

und der Behebung von Beinlängendifferenzen. Sie 

erlauben mit Durchmessern von 13 - 22 mm die 

Anpassung an die Größenverhältnisse im Markraum. 

Die Form der Stiele ist zylindrisch, konisch oder keilförmig 

(Abb. 25). Um der Elastizität des Knochens zu 

entsprechen, wird der Übergang vom relativ steifen 

proximalen Stiel zum distalen Stielende durch asymmetrische, 

gabelförmige oder kreuzgeschlitzte Varianten 

geformt (Abb. 25d). Elastisches Material, die 

Konusform sowie geriefte, kanülierte oder geschlitzte 

Stiele reduzieren insgesamt die Steifigkeit. Die diaphysären 

Prothesenstiele sollten die Option zur 

dynamischen oder stabilen Verriegelung (Abb. 24) 

bieten.


Abb. 23 Diaphysäre Verankerung mit gerader Monoblockprothese. 

Bei einem modularen proximalen Femurteilersatz 

(Abb. 26) können proximale femorale Knochendefekte 

über eine Länge von ca. 40-130 mm kompensiert 

werden. Der jeweilige Stielquerschnitt sollte umso 

stärker sein, je länger die Prothese ist. 

Spezielle Indikationen machen einen kompletten 

Femurersatz (Abb. 27) erforderlich. 

Variable Antetorsionseinstellung 

Finne 

Bohrungen zur 

Trochanterfixation 

Zwischenstück 

Bohrungen zur 

distalen Verriegelung 

Abb. 24 Diaphysäre Verankerung mit gerader (a) und anatomischer 

(b) Modularprothese. Distaler Prothesenteil in 

seitlicher Ansicht. 

Modulare Prothesensysteme sollten ein anatomisches 

Design mit Berücksichtigung der Femurantekurvation 

ab einer Länge von ca. 20 cm haben. 

Eine 3° Abwinkelung bzw. Krümmung im Schaft 

(Abb. 24) erlaubt beim Implantieren eine annähernde 

Ausrichtung entsprechend der anatomischen Form. 

Modulare Elemente können über ein Konusstecksystem 

oder Zahnringe verbunden werden. Verzahnun-


a b c d 

Abb. 25 Diaphysäre Verankerung - modulare Stiele. Querschnittsformen: a konisch, b zylindrisch, c beidseitig keilförmig, 

d konisch, distal geschlitzt. 

gen oder rotationsichere konische Verbindungen 

gewährleisten zusammen mit Befestigungsschrauben 

die sichere Verbindung der modularen Schaftkomponenten. 

Mit Hilfe von proximalen Zwischenstücken 

(Verlängerungshülsen, Abb. 24) kann die 

Beinlänge korrigiert werden. Mittelstücke bzw. Verlängerungshülsen 

erleichtern auch das Auffüllen des 

proximalen Femurdefektes. Dazu muss der diaphysäre 

Stiel in der Position nicht verändert werden. 

Die Schaftkomponenten werden im proximalen 

Femur zusammengesetzt. Das Verspannen der 

einzelnen Komponenten durch eine definierte Axialkraft 

muss in situ möglich sein. Kurze metaphysäre 

Segmente werden bei noch erhaltenem metaphysärem 

Knochen verwendet. Lange Segmente 

kommen bei großen proximalen Defekten bzw. zur 

Längenkorrektur zum Einsatz. 

Einige Prothesen haben einen Kragen (Abb. 15, 16) 

zur zusätzlichen proximalen Krafteinleitung. Der Kra- 

gen ist nur wirksam, wenn er am coxalen Femurende 

aufliegt und sich keine distale Verankerung ausbildet. 

Er kann dann jedoch die Stabilisierung im Schaft verringern. 

Die Trochanterrefixation ist durch modulare aufsteckbare 

oder anschraubbare Elemente (Abb. 24) 

möglich. Um den unterschiedlichen anatomischen 

Verhältnissen zu entsprechen, weisen Monoblockimplantate 

und proximale Komponenten Inklinationswinkel 

von ca. 125° bzw. 145° auf. 

Der Wechsel oder Ausbau einer Prothese ohne 

wesentliche Knochendefekte bzw. Femurspaltung ist 

nur bei kurzem und distal nicht integriertem Stiel 

möglich. Bei Implantaten müssen für die Revisionsmöglichkeit 

zugängliche Bohrungen oder Gewinde 

(Abb. 16) für Ausziehvorrichtungen vorhanden sein 

und die Vermeidung von Hinterschneidungen konstruktiv 

berücksichtigt werden.


Abb. 26 Diaphysäre Verankerung mit proximalem Femurteilersatz. 

Eine Einstellung der Länge, von Varus oder Valgus, 

Ante- oder Retroversion bzw. des Offset wird mit 

modularen Halsteilen (Abb. 28) erreicht. Mit der Verwendung 

dieser Teile können eine gelenkunabhängige 

Stielposition und eine anatomiegerechte 

Gelenkgeometrie erreicht werden, sodass die Luxationshäufigkeit 

verringert wird. 

Zu Beginn der Entwicklung (1. Generation) waren die 

Stiele zusammen mit dem Kugelkopf aus einem 

Stück gefertigt. Diese Implantate bedingten umfangreiche, 

größenbezogene Sortimente, da der Kugelkopfdurchmesser 

und die Halslänge des Stiels variabel 

waren. Dieses Handicap führte zur Einführung 

des modularen Halsteils zwischen Kugelkopf und 

Stiel und dadurch zur Modularität der Hüftstielsys- 

Abb. 27 Kompletter Femurersatz. 

teme. Durch die modulare Steckverbindung zwischen 

Kopf und Stiel sind die Verwendung unterschiedlicher 

Gleitpaarungen und eine variable Halslängeneinstellung 

und Positionierung möglich geworden. 

Für diese Konstruktion sind metaphysär 

breite Konstruktionen erforderlich. Doppelkeilförmige 

Implantate eignen sich dazu nicht. 

Um eine Verbesserung des Bewegungsumfanges zu 

erreichen, wird die Halsform anstelle in Vollprofilform 

nunmehr tailliert gefertigt (Abb. 28d). 

Der Konus (Abb. 3, 26) hat, bedingt durch die Festigkeitsanforderungen 

an die Keramik-Kugelköpfe, 

beinahe einen einheitlichen Standard bezüglich 

Länge und Durchmesser erreicht. Der Konus 12/14


a c 

b d 

Abb. 28 Halsteil (a variable Halslänge, Varus-, Valgusposition, b, c Ante-, Retroversion, d taillierter Hals). 

hat sich gegenüber dem Konus 14/16 mit zu geringer 

Wandstärke bei 28 mm Keramikkugelköpfen in 

Europa durchgesetzt. Ebenso standardisiert ist die 

Steckkonusoberfläche, die mit zirkulären Rillen 

versehen ist (Willmann 1993). Die Konuslänge sollte 

hinsichtlich ROM nicht die Kugelkopfoberfläche 

überragen, um den Vorteil der Halstaillierung nicht 

aufzuheben. Die Korrektur der Anteversion ist in 

Abhängigkeit von der Konstruktionstechnik stufenlos 

oder in 5° bzw. 10° Schritten möglich (Abb. 24). 

Die Halsachsenlänge (Abb. 3, 29, 30) ist bezüglich 

ROM und dadurch zwangsläufig auch für das 

Impingement eine wichtige Größe. Damit der Bewegungsumfang 

voll zum Tragen kommt, muss die Halslänge 

mindestens so groß sein, dass zwischen 

Pfanne und Trochanterspitze, aber auch zwischen 

den Implantaten (Kragen und Pfannenschale bzw. 

Einsatz) kein Impingement möglich ist. Eine darüber 

hinaus reichende Halslänge verbessert aber den 

Bewegungsumfang nicht. Um eine Beinverlängerung 

zu vermeiden, werden die Halslängen meistens kürzer 

konstruiert als anatomisch vorgegeben. Die 

fehlende Länge kann durch die verschiedenen Halslängen 

der Kugelköpfe korrigiert werden. Bei zu lang 

konstruierten Halslängen können kurze anatomische 

Verhältnisse nicht mehr kompensiert werden. 

Modulare Stiele und Konen optimieren die Variabilität 

vorhandener Stiele bei der Implantation. Dabei 

kann der epi-metaphysäre Teil hinsichtlich Inklination, 

Ante- und Retrotorsion, Hals- und Schaftlänge 

an die anatomischen Verhältnisse angepasst werden. 

Dem Vorteil der Modularität können Probleme der 

mechanischen Festigkeit und Korrosion gegenüberstehen. 

Überlange Kugelköpfe (XL,XXL,XXXL) mit eigenen 

Halsansätzen und deshalb großen Halsdurchmessern 

schränken das Bewegungsmaß durch eine 

schlechte Kopf/Hals-Durchmesserrelation ein. Eine 

zunehmende Kopf/Hals-Durchmesserrelation (Chan-


dler et al. 1982) verbessert den Bewegungsumfang 

und vermindert die Gefahr eines Impingement. Die 

Kopf/Hals-Durchmesserrelation sollte zumindest 2:1 

(z. B. 28/14) betragen. 22 mm Kugelköpfe bedingen 

somit einen 10/11er Konus. 

Stabilisatoren 

In Erkenntnis der Bedeutung der Primärstabilität der 

Hüftstiele entwickelten sich laufend neue Konstruktionen 

als Unterstützung der bereits bekannten und 

angewandten Techniken. 

Zur Ableitung der axialen Kräfte und aus Gründen 

der Rotationsstabilität werden Stiele mit Längsrippen 

(Abb. 16d, 23) versehen. Diese werden meist 

nicht vorgeraspelt, verdichten die Spongiosa, verbessern 

die proximale Krafteinleitung und dienen 

auch zur Verbesserung der Kippstabilität. Die sternförmige 

Anordnung dieser Schaftrippen und die 

konusförmige Gestalt der Verankerungsstiele sollen 

eine sichere rotationsstabile und axiale Verankerung 

gewährleisten. Die Finne (Abb. 24) entspricht einer 

lateralen Rippe und führt zu einer Rotationssicherung. 

Alle diese Maßnahmen sind zusätzliche Stabilisatoren 

zur Optimierung der primären Stabilität. 

Die Rotationsstabilität wird bei der epiphysären Verankerung 

durch die Oberflächengestaltung der Kappeninnenfläche, 

ggf. durch zusätzlich Rippen oder 

Finnen, bei der metaphysären Verankerung durch 

den erhaltenen Schenkelhals und den Prothesenquerschitt, 

bei der diaphysären Verankerung durch 

den Prothesenquerschnitt (rechteckig, quadratisch), 

die Oberflächenrauigkeit (korundgestrahlt, porouscoated) 

und die Stabilisatoren erreicht. Die axiale 

Stabilität ist bei der epiphysären Verankerung durch 

den großflächigen Kontakt zur Femurkopfoberfläche 

und einen zentralen Führungszapfen gegeben. Bei 

der metaphysären Verankerung wird die axiale Stabilität 

durch die Abstützung am Schenkelhals und bei 

der diaphysären Verankerung durch die Konus- bzw. 

Keilform des Stiels bzw. der Stabilisatoren unterstützt. 

Material und Oberflächen 

Als Material für den zementfreien Stiel haben sich die 

beiden Titan-Schmiedelegierungen Ti 6Al 4V (ISO 

5832-3) und Ti 6Al 7Nb (ISO 5832-11) durchgesetzt, 

einige Prothesen werden auch aus Cobalt-Chrom 

gefertigt (Semlitsch 1987, Sotereanos et al. 1995, 

Bensmann 1997). Die strukturierte Oberfläche der 

Titanlegierungen soll die Osseointegration bzw. die 

nach proximal gerichtete Regeneration des Femurs 

stimulieren. 

Da die primäre Stabilität der zementfreien Stiele 

durch einen Kraft-/Reibschluss erzeugt wird, ist auch 

die Rauheit der Oberfläche des Schaftes wichtig. Die 

aufzubringende Einschlagkraft zur Überwindung der 

Gleitreibung hängt direkt davon ab. Ebenso die 

Haftreibung, die es beim Ausschlagen des Schaftes 

zu überwinden gilt. Distal verankerte Stiele mit direktem 

kortikalem Kontakt haben eine korundgestrahlte 

Oberfläche oder weisen eine porous-coated Oberfläche 

auf. Für den proximalen Teil das Stiels werden 

auch rauere Beschichtungen, teilweise mit bioaktiven 

Materialien, verwendet. 

Die Rauheit der Oberfläche ist insbesondere für die 

sekundäre Stabilisierung durch die Osseointegration 

mit direktem Zellverbund zur Implantatsoberfläche 

von Bedeutung. Viele Oberflächen sind korundgestrahlt 

(Schuh et al. 2004) und haben eine Mittenrauigkeit 

(Ra) von 4 - 8 µm. Eine rauere Oberfläche 

wird durch die Titanplasmaspray-Beschichtung, 

Titannetze, Titankugeln oder Trabekelstrukturen erreicht. 

Implantate mit makrostrukturierter Oberfläche 

wurden bereits frühzeitig (Lord) verwendet, die 

unzureichenden Resultate der gleichzeitig verwendeten 

Schraubpfannen sowie Implantatbrüche haben 

die Ergebnisse jedoch entscheidend beeinträchtigt 

(Malchau et al. 1996, Grant et al. 2004). 

Die Verwendung der geeigneten Implantate und die 

Umsetzung der geplanten Revisions- bzw. Rekonstruktionstechnik 

sind von der vorhandenen anatomischen 

Situation bzw. den vorliegenden Defekten 

(Paprosky 1992, D’Antonio 1993, Löhr et. al. 2001, 

Elke 2003) abhängig. Ziel der Rekonstruktion ist die 

Wiederherstellung anatomischer Verhältnisse mit 

Erhalt der vorhandenen Knochensubstanz, von 

Sehnenansätzen sowie der Gefäß-Nervenschonung, 

sodass ein Wiederaufbau und der Funktionserhalt 

möglich werden. 

Bewegungsumfang 

Junge und aktive Patienten fordern eine große 

Beweglichkeit des Hüftgelenkes. Der Bewegungsumfang 

lässt sich durch die Wahl eines größeren 

Kugelkopfes, eines schlanken (taillierten) Halsdurchmessers, 

eine Pfanne, die den Kopf weniger als 

180° umfasst, und die Modifikation des Einsatzes 

(Einlauffacette) verbessern. Große Kugelköpfe (>32 

mm) haben ein größeres Range of Motion (ROM) und 

dadurch ein geringeres Impingementrisiko (Scifert et 

al. 1998, Kelly et al. 1998, Burroughs et al. 2005). 

Durch die im Vergleich mit dem 28 mm Kugelkopf 

tiefere Position in der Pfanne wird die Luxationsgefahr 

vermindert. Berücksichtigt muss dabei werden, 

dass dadurch die Dicke des Polyethyleneinsatzes 

reduziert wird. Für Keramikkugelköpfe sind zur Vermeidung 

eines Impingement und von Randabplatzern 

32 mm Kugelköpfe gegenüber 28 mm 

vorteilhafter. Mit einem großen Kopf kann bei korrekter 

Pfannen- und Stielposition ein optimales Bewegungsausmaß 

erreicht werden.


Ergebnisse 

Collum - Achse 

115° 

90° 

125° 

135° 

145° 

155° 

α + 90° = CCD-Winkel 

a = Beinlängenveränderung 

b = Offset 

c = Halsachsenlänge 

a 

z 

= (Bein) Verlängerungszunahme 

b 

z 

= Offsetzunahme 

c 

z 

= Halslängezunahme 

Die von den Erstautoren der metaphysären Prothesen 

(Abb. 15 - 18) angeführten mittelfristigen Ergebnisse 

sind vielversprechend, wenngleich prothesenspezifische 

Komplikationen (Femurhalsfrakturen, Nachsinken) 

beschrieben werden (Tab. 3). Für gerade 

(Abb. 19) und anatomische (Abb. 20) meta-diaphysäre 

Monoblockstiele, die sich in Material, Form 

und Oberfläche langfristig bewährt haben und zuletzt 

weitgehend unverändert geblieben sind, liegen 

Ergebnisse (Tab. 4) vor, die die Voraussetzungen 

haben, die Langzeitergebnisse der zementierten Hüftendoprothetik 

zumindest zu erreichen. Mehrere 

zementfreie Standardschäfte mit unterschiedlichem 

b z 

c z 

a 

a z 

b 

c 

α 

180° 

Schnittpunkt 

(Zentrum des Schaftes) 

Abb. 29 Bei einem CCD-Winkel, der aus einem rechten Winkel (90°) zwischen der vertikalen Diaphysenachse und einer 

Horizontalen durch das Schaftzentrum sowie einem Restwinkel (α) zwischen dieser Horizontalen und der Halsachse 

besteht, sind der Offset (b) und die Verlängerung (a) bei einem CCD-Winkel von 135° gleich groß (α=45°). Wird α kleiner als 

45°, verringert sich die Veränderung und der Offset vergrößert sich. Wird α größer als 45°, sind die Verhältnisse umgekehrt 

proportional. Wird die Halsachsenlänge um cz vergrößert, so folgen die Offsetzunahme bz und Beinveränderung az den 

gleichen Gesetzen. Die drei Größen Halsachsenlänge c, Offset b und die Veränderung a bilden ein rechtwinkeliges Dreieck 

mit dem Rest-Winkel α. Da alle Größen variabel sind, ergibt sich ein Vielzahl an Lösungen und Konstruktionen. 

Diaphysen - Achse 

Material und Design, verschiedenen Oberflächen und 

Verankerungstechniken erfüllen diese Forderung 

bereits langfristig. Die Ergebnisse der bei Revisionen 

eingesetzten langstieligen Monoblockschäfte erreichen 

in Abhängigkeit vom Defekttyp nahezu die 

von Erstoperationen (Tab. 5). 

Komplikationen 

Die in verringertem Maße zur Verfügung stehenden 

finanziellen Ressourcen forcieren neue Operationstechniken 

und Implantatentwicklungen. Ob die 

klinisch-radiologischen Ergebnisse der bisher mit 

Standardzugängen und -techniken implantierten 

Schäfte erreicht werden, bleibt abzuwarten. Ins-



c z 

b 

z 

a 

z 

c z 

CCD = 125° 

b z 

Abb. 30 Bei einem CCD-Winkel von 135° (α=45°) und einer Halsachsenverlängerung von 4 mm ergeben sich eine Offsetzunahme 

und eine Verlängerung von ca. 2,83 mm (b). 4 mm Halsverlängerung entsprechen einem Kugelkopfwechsel von 

z. B. 32 M auf 32 L. 

Bei einem CCD-Winkel von 125° ergeben sich eine Offsetzunahme von 3,28 mm und eine Verlängerung von 2,29 mm (a). 

Bei einem CCD Winkel von 145° ist es umgekehrt, d. h. die Offsetzunahme ist 2,29 mm, die Verlängerung 3,28 mm (c). 

besondere bei Anwendung neuer Operationstechniken 

(MIS, vordere und mediale Zugänge) sind 

außer den bei den bisher verwendeten Techniken 

aufgetretenen Gefäß- und Nervenverletzungen, Luxationen, 

Thrombosen und Ossifikationen (Ochsner 

2002, Perka et al. 2004) vermehrt Fehlpositionen und 

Luxationen beschrieben worden (Archibeck et al. 

2004, Woolson et al. 2004, Wohlrab et al. 2004). 

Zudem kann der Schenkelhalszugang für Kurzstielprothesen 

zu Komplikationen führen. Bei zu varischer 

Position treten Schaftperforationen auf (Hube 

et al. 2004). Kleine Hautinzisionen und Zugänge mit 

unzureichender Sicht können unerwünschte Ergebnisse 

hinsichtlich der Schaftposition ergeben. Bei 

Wechseloperationen ist zudem die Komplikationsrate 

höher (Morrey 2004). Implantate mit großflächigen 

Beschichtungen, Makrostrukturen und Rippen 

können einen größeren Defekt verursachen. 

Ein persistierender Hüftschmerz nach einer Totalendoprothese 

ist ein unbefriedigendes Ergebnis. Die 

häufigsten Ursachen für intraartikuläre Schmerzen 

einer stabilen Hüfte sind Impingement, Abrieb und 

c 

b 

35° 

90° 



a z 

a 

CCD = 135° (45° + 90°) 

c z 

b 

z 

a 

z 

CCD = 135° 

c z 

b z 

c 

b 

45° 

90° 


= 4 mm 8 mm 12 mm 

= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm 

= 2,83 mm 5,66 mm 8,48 mm 

a 

a z 


a b c 

CCD = 125° (35° + 90°) 

= 4 mm 8 mm 12 mm 

= 3,28 mm 6,55 mm 9,83 mm 

= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm 

CCD = 145° (55° + 90°) 

c z 

b 

z 

a 

z 

CCD = 145° 

= 4 mm 8 mm 12 mm 

= 2,29 mm 4,59 mm 6,89 mm 

= 3,28 mm 6,35 mm 9,83 mm 

Infektion (Knahr et al. 2001). Bei einer unzureichenden 

Implantatposition muss mit einem Impingement 

gerechnet werden. Dabei kann der Kopf aus der 

Pfanne gehebelt werden und Subluxationen bzw. 

Luxationen verursachen, wodurch ein sofortiger 

(Keramik) oder rezidivierender Materialschaden 

(Polyethylen, Metall) mit vermehrtem Abrieb verursacht 

wird. Insbesondere bei Keramik ist auf Grund 

der Werkstoffeigenschaften ein Impingement zu verhindern. 

Zur Vermeidung des dorsalen Impingement 

wird die Antetorsion zum Teil konstruktiv berücksichtigt 

(Abb. 20b, 22b) oder kann intraoperativ 

eingestellt werden (z. B. modularer Konus, Schwenkhülse). 

Ein bone-bone Impingement (Bartz et al. 

2000) wird durch das Anschlagen des Trochanter 

major am Becken verursacht. 

Abrieb und Osteolysen sind zum Hauptproblem der 

zementfreien Endoprothetik geworden. Eine unvollständige 

zirkuläre Beschichtung bietet keine ausreichende 

Abdichtung des intramedullären Kanals zum 

Gelenk. Bei diesen Stielen zeigt sich Polyethylenabrieb 

bis an die Schaftspitze. Vollständig 

c z 

b z 

b 

c 

55° 

90° 


a 

a z


a 

c e 

b 

d 

Abb. 31 Stabilisatoren. a ventrale, dorsale, laterale, b laterale, c, d sternförmige Längsrippen, e Sleeve. 

osseointegrierte Stiele bilden dagegen eine Barriere 

gegen Abriebpartikel (Effenberger und Imhof 2003). 

Da für die zementfreie Fixation die Struktur der 

Implantatsoberfläche für das An- bzw. Einwachsen 

von wesentlicher Bedeutung ist, werden Implantate 

mit strukturierter Oberfläche verwendet. Dabei muss 

das Porous-coating in ausreichendem Maße und vor 

allem an Stellen mit kortikalem Kontakt bei gleichzeitig 

entsprechender Festigkeit von Material und 

Knochen vorhanden sein. Hohe Lockerungsraten in 

proximal nur partiell beschichteten porous-coated 

Stielen (Clohisy et al. 1999, Thanner et al. 1999) stehen 

minimalen Lockerungsraten bei vollständigem 

Porous-coating gegenüber (McAuley et al. 1998, 

Engh und Hopper 2002). 

Oberschenkelschmerzen (Campbell et al. 1992, Ali 

et al. 2002, Barrack et al. 1992, Kim et al. 2002) hängen 

mit der Art bzw. Qualität des zementfrei fixierten 

Stiels zusammen und sind oftmals Ausdruck der 

Instabilität (Campbell et al. 1992). Kleine proximale 

Fiber mesh Flächen sind für eine ausreichende 

Osseointegration und Stabilität zu gering, sodass es 

zu Schmerzen kommt (Kim et al. 1992). Bei Schaftlockerungen 

finden sich vermehrt Oberschenkelschmerzen, 

die nach Revision der gelockerten 

Schäfte verschwinden (Engh et al. 1997). Diese 

Schmerzen zeigen sich ebenso bei nur proximal 

beschichteten Stielen (Heekin et al. 1993) sowie bei 

großen (Lavernia et al. 2004) und steifen Stielen 

(Engh und Bobyn 1988). Vor allem bei großen Stielen 

und Durchmessern (Engh und Bobyn 1988) kommt 

es zu einem erheblichen Knochenabbau (Heekin et 

al. 1993, Kim und Kim 1992). Zu einer deutlichen 

Reduktion der Schaftschmerzen kam es durch 

Verbesserung der anatomischen Formgebung, 

größere Beschichtungsflächen und mehr Schaftgrößen 

(Engh et al. 1997). Oberschenkelschmerzen 

treten aber auch vermehrt bei ausgeprägtem 

Remodeling auf. Die bei der zementfreien Implanta- 

tion oftmals als unerwünschte Knochenreaktion 

beschriebenen Kompaktaverbreiterungen müssen 

jedoch keineswegs mit der klinischen Symptomatik 

korrelieren (Effenberger et al. 2004). Weitere Ursachen 

eines Oberschenkelschmerzes sind Muskelhernien 

(Higgs et al. 1995) und Stressfrakturen (Gill et 

al. 1999, Lotke et al. 1986). 

Periartikuläre Ursachen für Hüftschmerzen können 

stress- oder osteolytisch bedingte Beckenfrakturen 

mit Schmerzausstrahlung in den Leisten- und 

Adduktorenbereich, heterotope Ossifikationen, Z. n. 

Trochanterosteotomien, Bursitiden, Muskel- und 

Sehnenimpingement, Tumore, Nervenkompressionssymptome, 

muskuläre Dysbalance, Offsetdifferenzen, 

Impingement der Weichteile und arterielle Verschlüsse 

im Becken- oder Oberschenkelbereich sein 

(Knahr 2001, Effenberger und Imhof 2003). 

Schmerzfreiheit, Bewegungsumfang und Überlebensraten 

sind wesentliche Kriterien für den Erfolg 

zementfreier Endoprothesen. Die Forderung nach 

Funktionsverbesserung, Schmerzfreiheit und Langzeitstabilität 

stellen Ansprüche an das Implantat und 

an die Operationstechnik. Viele Prothesen werden 

eingesetzt, ohne dass es dazu entsprechende Untersuchungen 

und Ergebnisse gibt. Finite Elemente 

Analysen, sorgfältige vorklinische Studien mit Migrationsanalysen 

und die stufenweise Einführung sind 

notwendig, um unerwartete Nebenwirkungen zu 

erkennen und das Risiko für Patienten zu minimieren. 

Das Ziel von Neuentwicklungen muss es sein, den 

Abrieb zu minimieren und die Stabilität der Implantate 

und der Einsätze zu optimieren. Neuentwicklungen 

müssen zumindest die gleichen Ergebnisse wie 

die bisher erfolgreich verwendeten Standardimplantate 

erbringen. Die Modifikation der Zugänge, eine 

geringe Knochenresektion sowie eine biologische 

Fixation und die Abriebminimierung sind dazu 

Voraussetzung.


Tab. 3 Zementfreie Hüftschäfte 

Prothesentyp Autor Jahr Nachunter- Alter Erstop./ FU Revisions- ÜLR Bemerkungen 

suchungen/ (Jahre) Wechsel (Jahre) rate 

Operationen 


Druckscheibe Buergi 2005 102/102 54 E 4,8 3,9% 98% 6 Jahre 

4 Revisionen (2 Infektionen, 2 Lockerungen) 

Biodynamic Pipino 2000 44/56 62,5 E 13-17 Keine Lockerung 

Mayo Morrey 2000 159/162 50,8 E 6,2 98,2% 10 Jahre 

3 Wechsel wegen Nachsinkens 

9 Wechsel wegen Osteolyse 

5% Nachsinken < 2mm, 7% > 2mm 

CUT Thomas 2004 133/136 52w E 3,5 2,9% 97% 4 Wechsel (Lockerung) 

57m 

CLS Grappiolo 2002 300 58 E 12,6 7% 95% 10 Jahre 

90% 14 Jahre 

2 aseptische, 5 septische Wechsel 

12 Osteolysen 

Aldinger 2003 262/354 57 E 12 7% 92% 25 Stielwechsel 

95% 13 Jahre - aseptischer Wechsel 

Harris Galante Clohisy 1999 77/88 54 E 10,7 19% 82% 15 Wechsel 

52% Osteolysen 

Bicontact Eingartner 2003 221/250 58,2 E 8,9 3,1% 97,1% 11 Jahre 

7 Stielwechsel (2 Infektionen,1 Wechsel 

zusammen mit Pfannenwechsel) 

1 aseptische Lockerung 

1 Luxation 

2 nachgesunkene Implantate 

Volkmann 2003 109/109 68 W 5,2 12,8% 85,3% 14 Revisionen





Operationen 


Lord Grant 2004 70/116 62 E 17,5 2,8% 98% 1 Wechsel 

(1 Lockerung, 1 Stielfraktur) 

1 Schaft radiologisch locker 

AML Engh 2002 2854 61,1 E 15 1,1% > 95% Extensively coated stems 

460 54 15 2,8% > 95% Proximally coated stems 

Della Valle 2002 348/372 45-65 E 14,2 0,6% 99,4% 2 Revisionen, 95% Osseointegration 

Trilock Teloken 2002 49/67 50,4 E 15 14% 7 Stielwechsel bei Pfannenwechsel 

2 Stiele locker 

2% Oberschenkelschmerzen 

Mallory-Head Mallory 2001 120/120 49,3 E 12,2 2,5% 97,5% 3 Revisonen 

3,4% Oberschenkelschmerzen 

Taperlock McLaughlin 2000 100/108 37 E 10,2 2% 98% Wechsel wegen Beinlängendifferenz 

und Infektion 

7% Osteolysen 

Zweymüller SL Grübl 2002 123/208 61 E 10 1,4% 99% 3 Stielwechsel (Infektion, Fehlposition, 

Pfannenwechsel) 

3% Oberschenkelschmerzen 

Effenberger 2001 134 65 E 8,3 1,5% 97% 10 Jahre 

SBG Effenberger 2004 151/194 61 E 10 0,5% 99,5% 10 Jahre 

CL „GHE” Matsui 1998 49/51 50 E 6,3 3,9% Hüftdysplasien 

(MCCL) 2 Revisionen wegen Infektion und 

Prothesenbruch 

S-ROM Bolognesi 2004 43/53 70 W 4 4,6% 95% 2 Revisionen wegen aseptischer Lockerung 

und Schmerzen 

96% Osseointegration Typ I/II Paprosky 

Rippenschaft Schill 2000 165 51,2 E 5,1 95,3% 8 Jahre 

1 Infekt





Operationen 


Wagner Böhm 2004 128/129 64,9 W 8,1 4,6% 6 Revisionen 

(3 Infektionen, 1 Luxation, 

1 periprothetische Fraktur, 1 Nachsinken) 

7 postoperative Luxationen, 

6 periprothetische Frakturen 

95,2% 14 Jahre 

Bircher 2001 69/99 71 W 1-6 6% 92% 10 Jahre 

MRP Wirtz 2004 424 67,7 W 3,2 2,2% 94% 10 Jahre 

Schuh 2004 79/120 67 W 4 3,8% 

SLR Löhr 2001 112/115 67 W 3 3% 

Solution Sporer 2003 51/51 W 6 13,7% 7 Revisionen 

0% III A 

0% III B

28 

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34 H. Effenberger, M. Imhof, U. Witzel

Verankerungsschema zementfreier/zementierter Hüftschäfte 



Monoblock 

Gerade 

Kurz/mittel/lang 

Anatomisch 

Kurz/mittel/lang 

Custom made 

Modular 

Gerade 

Anatomisch 

Custom made 


Monoblock 

Gerade 

Anatomisch 

Gebogen 

Modular 

Gerade 

Anatomisch 


Monoblock 

Gerade 

Anatomisch 

Modular 

Gerade 

Anatomisch 

Femur Teilersatz 

Kompletter Femurersatz 

35


Hüftschäfte 

Zementfrei Zementiert 

CL-Kappe Silver ESKA-Bionic ® System (ESKA) 

• Nail 

• Profi 

Adaptierte Druckscheibenprothese 

(Orthopedic Services) 

CL-Cut ”A” (ESKA) 

Druckscheibenprothese (Zimmer) 

Zugankerprothese (Implant Service) 


Kappenprothese 


ACCIS (implantcast) 

Adept (Finsbury) 

ASR (DePuy) 

BHR - Birmingham Hip Resurfacing 

(Smith & Nephew) 

C-Kappe Silver ESKA-Bionic ® System (ESKA) 

Conserve Plus (Wright) 

Cormet (Corin) 

Durom Hip Resurfacing (Zimmer) 

ICON (IO-International Orthopedics) 

ReCap (Biomet) 

RECON (IO-International Orthopedics)


Zementfrei 

a 

b 

a c 

b 

b 

a 

CL-Cut „M” (ESKA) 

CL-GHEs (ESKA) 

Mayo (Zimmer) 

Metha (Aesculap) 

Merion (Merioplant) 

Nanos (Plus Orthopedics) 

privelop (privelop AG) 

VEKTOR-Titan Kurzschaft (Peter Brehm) 

b 

Alpha Cerafit (Alphanorm) 

Antea (Argomedical) 

ARCAD HA (Symbios) 

ArgoTEP (Argomedical) 

Bi-Metric (Biomet) 

Bicontact (Aesculap) 

CBC (Mathys) 

CERAFIT ”multicones” R / H-A.C. (Ceraver) 

CLS Spotorno (Zimmer) 

CTX-S (Orthopedic Services) 

EcoFit (implantcast) 

ENDON (tantum) 

Enosis (Plus Orthopedics) 

Excia (Aesculap) 

Future Hip (DePuy) 

G2 (DePuy) 

GSS-System CL (Mathys) 

GSS-System CO (Mathys) 

Metabloc (Zimmer) 

M/L Taper (Zimmer) 

Proxifit (Mathys) 

Proxy Plus (Plus Orthopedics) 



Monoblock 

gerade 

a) kurz (Kurzschaft) 

b) mittel (Standardschaft) 

c) lang (Langschaft)


b Fortsetzung 

Zementfrei 

a 

b 

a c 

b 

Spartakus (Smith & Nephew) 

Synergy HA (Smith & Nephew) 

Synergy Porous (Smith & Nephew) 

Synergy Porous Plus HA (Smith & Nephew) 

Synergy Ti Pressfit (Smith & Nephew) 

twinSys (Mathys) 

VEKTOR-Titan (Peter Brehm) 

Versys FMT (Zimmer) 

Wagner Cone Prosthesis (Zimmer) 

c 

Bicontact Revisionsschaft (Aesculap) 

CL-GHE Revisionsstiel (ESKA) 

a b 

a 

CFP (Link) 

Proxima (DePuy) 

b 

Monoblock 

gerade 



c) lang (Langschaft) 

Monoblock 

anatomisch 

a) kurz (Kurzstiel) 

b) mittel (Standard) 

b 

Antega (Aesculap) 

BSC (Stemcup) 

Eumetric (DePuy) 


Metaphysäre Verankerung


a 

Zementfrei 

CT3D-A (Orthopedic Services) 

CTX (Orthopedic Services) 

b c 

b 

Mutars RS (implantcast) 

SPS Modular (Symbios) 

S-Rom (DePuy) 

a b c 

b 

VarioFit (aap) 



Monoblock 

Custom made 

Modular 

gerade 




Modular 

anatomisch 




c 

S-Rom (DePuy)




a 

b 

c 

a 

privelop (privelop) 

b 

Alpha Fit (Alphanorm/Corin) 

Alloclassic Variall (Zimmer) 

Alloclassic Zweymüller SLO (Zimmer) 

Apricot (Medacta) 

BetaCone (Link) 

CBH (Mathys) 

Cera-Fit (Alphanorm/Corin) 

Ceraco (implantcast) 

Corail (DePuy) 

CTW Classic Schaft Titan (Merete) 

DIALOC (implantcast) 

Echelon (Smith & Nephew) 

GAP MK I (Alphanorm/Corin) 

GAP MK II (Alphanorm/Corin) 

IntraBlock Twin System (Merete) 

Monocon (Falcon) 

Platform (Smith & Nephew) 

PPF (Biomet) 

SCS-Standard (Stemcup) 

SCL-Lateral (Stemcup) 

SI-Schaft (Implant-Service) 

SL-Plus (Plus Orthopedics) 

SL-Plus Lateral (Plus Orthopedics) 

SPS Standard (SYMBIOS) 

c 

Alloclassic Zweymüller SLL (Zimmer) 

Bicontact Revision (Aesculap) 

CL-GHE Revisionsstiel mit elastischer 

Stielverlängerung (ESKA) 

Echelon (Smith & Nephew) 

KAR (DePuy) 

REEF (DePuy) 

SCR-Revision (Stemcup) 

SLR-Plus (Plus Orthopedics) 


Monoblock 

gerade 




b c 

b 

ANTEA (Argomedical) 

Apricot (Medacta) 

Basis Primär (Smith & Nephew) 

Basis CL (Smith & Nephew) 

Bicontact (Aesculap) 

Bi-Metric (Biomet) 

Ceraco (implantcast) 

CoCr Geradschaft (Chiropro) 

CORON (tantum) 

CPCS (Smith & Nephew) 

CPS (Plus Orthopedics) 

CPT (Zimmer) 

CS-Plus (Plus Orthopedics) 

EcoFit (implantcast) 

EndoClassic II (Merete) 

Endo-Modell Dysplasie (Link) 

Endo-Modell Standard Mark III (Link) 

Endo-Modell XL (Link) 


Excia (Aesculap) 

G2 (DePuy) 

Geradschaft PLUS (Plus Orthopedics) 

ic-Geradschaft (implantcast) 

IntraBlock Twin Stem (Merete) 

LC (Plus Orthopedics) 

Mannheim-Schaft (Plus Orthopedics) 

Metabloc (Zimmer) 

MS 30 (Biomet) 

MS 30 (Zimmer) 

Müller Geradschaft (Merete) 

Müller Geradschaft (Plus Orthopedics) 

Original M. E. Müller (Zimmer) 

OSTEAL (Ceraver) 

Spectron CDH (Smith & Nephew) 

Spectron EF (Smith & Nephew) 

Universalschaft (Peter Brehm) 

Zementkanalprothese (Aesculap)




a 

b 

c 

ABG II (Stryker) 

AHP (Implant-Service) 

Cenos (Biomet) 

CL-Hüftstiel „GHE” (ESKA) 

CL-Hüftstiel „G2” (ESKA) 

ECO-Modular (Plus Orthopedics) 


ISB (Implant-Service) 

Optan (Zimmer) 

SBG (Plus Orthopedics) 

SPS STANDARD (SYMBIOS) 


Monoblock 

gerade 




Monoblock 

anatomisch 

b c 

c 

CSL-Plus (Plus Orthopedics) 

Endo-Modell Reoperationsprothesenschaft (Link) 

Erlanger Langschaftprothese MS 30 (Chiropro) 

ic-Langschaft (implantcast) 

M-Mark II (Merete) 

RPC-Langschaft (implantcast) 

Spectron LS Revisionsschaft (Smith & Nephew) 

Universalschaft Typ Erlangen (Peter Brehm) 

AJS (implantcast) 

Anatomic C (implantcast) 

Anatomic C Langschaft (implantcast) 

AS-Plus (Plus Orthopedics) 

BSC (Stemcup) 

C-Hüftstiel „GHE” (ESKA) 

C-Hüftstiel „G2” (ESKA) 

CAP (Peter Brehm) 

Enosis (Plus Orthopedics) 

IPA (Plus Orthopedics) 

Olympia (Biomet) 

Optan (Zimmer) 

SP II (Link)





Monoblock 

gebogen 

Müller Bogenschaft (Chiropro) 

VEKTOR-CoCr (Peter Brehm) 

Weber (Zimmer)



Anca-Fit (Wrigth) 

CL-Adapterhüftstiel „GHE” (ESKA) 

CL-Adapterhüftstiel „G2” (ESKA) 

Endo-Modell Rundschaftprothese modular (Link) 

Mutars RS Kent (implantcast) 

S-ROM (DePuy) 

SPS (SYMBIOS) 


Modular 

gerade 

Modular 

anatomisch 

C-Adapterhüftstiel „GHE” (ESKA) 

VarioFit (aap) 

43




CBK (Mathys) 

Solution (DePuy) 

Wagner SL Revision (Zimmer) 

Solution (DePuy) 


Monoblock 

gerade 

Monoblock 

anatomisch




Helios (Biomet) 

Modular Plus (Plus Orthopedics) 

MP (Link) 

MRP-Titan (Peter Brehm) 

Mutars Revision (Implantcast) 

Prevision Revision (Aesculap) 

Profemur (Wright) 

Revitan (Zimmer) 

Symbios Modularer Revisionsschaft (Symbios) 

Endo-Modell Modularer Proximaler Ersatz (Link) 

Mecroset (Biomet) 

MML Proximaler Femurersatz (ESKA) 

MUTARS proximaler Femur (implantcast) 


Modular 

gerade 

Proximaler Femurteilersatz 

Endo-Modell Proximaler Femurersatz (Link) 

MML Proximaler Femurersatz (Smith & Nephew) 

MUTARS proximaler Femur (implantcast) 

Sepctron P3 Revisionsschaft (Smith & Nephew)




Helios (Biomet) 

Modular Plus (Plus Orthopedics) 

MP (Link) 

MRP-Titan (Peter Brehm) 

Mutars Revision (Implantcast) 

Prevision Revision (Aesculap) 

Profemur (Wright) 

Revitan (Zimmer) 

Symbios Modularer Revisionsschaft (Symbios) 

Femoraler Totalersatz (Link) 

LPS (DePuy) 

MML Femoraler Totalersatz (ESKA) 

MUTARS intramed. Femurtotalersatz (implantcast) 

MUTARS totaler Femurersatz (implantcast) 

OSS (Biomet) 


Modular 

anatomisch 

Kompletter Femurersatz 

MUTARS intramed. Femurtotalersatz 

(implantcast)

Hüftschäfte - Implantat - Atlas Zementfreie Hüftpfannen

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