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Die Erfindung betrifft eine Körpergelenksendoprothese mit einem, mit einem ersten Knochen verbundenen, ersten Gelenkteil und einem mittels im Abstand voneinander angeordneten Verankerungsvorsprüngen an einem zweiten Knochen festgelegten künstlichen zweiten Gelenkteil.
Abnutzungserscheinungen in Gelenken älterer Menschen, die Folge angeborener Leiden, rheumatischer entzündlicher Erkrankungen und Verletzungen können zu dauernden Schmerzzuständen und zunehmender Einschränkung der Gelenkbeweglichkeit führen (Arthrose), die den Wirkungskreis der Betroffenen oft stark einschränken und schwere physische Belastungen zur Folge haben.
Zum Stand der Technik wird auf den Aufsatz "Technischer Fortschritt bei künstlichen Hüftgelenken" in der Zeitschrift "Technische Rundschau Sulzer", 4/1974, S. 235 bis 245, verwiesen. Dieser Aufsatz gibt einen Überblick über die Entwicklung künstlicher Hüftgelenke und beschreibt typische Bauformen seit 1939. Aus der Diskussion dieser einzelnen Bauformen in dem Aufsatz geht hervor, dass alle Bauformen mehr oder minder gravierende Nachteile eigen sind. Neben Verschleisserscheinungen in den beiden Gelenkteilen Kugel und Pfanne haftet den bekannten Schaftprothesen insbesondere der Nachteil an, dass Lockerungen der Pfannen und Schäfte, in bestimmten Fällen mit nachfolgendem Schaftbruch, auftreten.
Diese Schaftlockerung ist bei den bekannten künstlichen Hüftgelenken auf mehrere unterschiedliche Ursachen zurückzuführen. Zunächst werden Schaft und Pfanne bevorzugt in den Knochen einzementiert.
Als Zement wird der selbst polymerisierende Kunststoff Methylmetacrylat verwendet. Die beim Aushärten dieses Kunststoffes entstehende Polymerisationswärme führt zu Temperaturen von 80 bis 1000C und zu einer thermischen Schädigung des umgebenden Gewebes, da der Koagulationspunkt des Eiweisses 56 C beträgt. Diese Thermonekrosen und auch durch mechanische Bearbeitung des Knochens (Raspeln o. ähnl.) bei der Vorbereitung des Implantatlagers auftretende Schäden werden zwar revitalisiert, es bildet sich jedoch zwischen Schadenstelle und Knochen eine Bindegewebstrennschicht aus, die die Verankerung im Knochen negativ beeinflusst. Die Bindegewebstrennschicht lässt Mikrorelativverschiebungen zwischen
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Eine weitere Lockerungsursache ist die unphysiologische Krafteinleitung von dem Implantat in den Knochen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, allgemein eine Körpergelenksendoprothese zu schaffen, bei der die Krafteinleitung in den Knochen derart erfolgt, dass die Spannungsverteilung im Knochen in möglichst guter Annäherung der physiologischen Spannungsverteilung entspricht. Relativbewegungen zwischen Prothese und Knochen sollen möglichst völlig vermieden werden. Die Verankerung im Knochen soll ohne Zement erfolgen. Es soll eine Frühmobilisation der Patienten erreicht werden.
Diese Aufgabe ist nach der Erfindung dadurch gelöst, dass die Verankerungsvorsprünge knopfartig ausgebildet und formschlüssig in dem zweiten Knochen verankerbar sind. Dadurch erübrigt sich die Anwendung des nachteiligen Knochenzements. Die Verankerungsvorsprünge sorgen für eine sichere und dauerhafte mechanische Primärverankerung des zweiten Gelenkteiles im Knochen, der, da die schädlichen Nebenwirkungen der Knochenzementeinbettung entfallen, sehr schnell durch Regeneration des umgebenden Knochens und Einwachsen in Poren und Vertiefungen des zweiten Gelenkteiles eine zusätzliche Sekundärverankerung zur noch besseren Festlegung des zweiten Gelenkteiles am Knochen folgt.
Aus den CH-PS Nr. 555672, Nr. 555673 und Nr. 560043 ist bekannt, bei Körpergelenksendoprothesen kreiszylindrische Zapfen anzuordnen, die in axialer Richtung Hinterarbeitungen wie bei der Erfindung jedoch nicht aufweisen. Mit den bekannten Zapfen ist daher eine formschlüssige Verankerung der Prothese im Knochen im Sinne der Erfindung nicht möglich. Vielmehr dienen die bekannten Zapfen der genauen Positionierung der Prothesen. Die eigentliche Festlegung der bekannten Kugelpfanne im Beckenknochen geschieht in allen Fällen durch zusätzliche Mittel, u. zw. bei der CH-PS Nr. 560043 durch zusätzliche chirurgische Schrauben mit zugehörigen Öffnungen im Prothesenrand und im Fall der beiden erstgenannten schweizer Patentschriften durch Knochenzement.
Dieser Knochenzement und auch zusätzliche Befestigungsschrauben sollen aber im Sinne der Erfindung gerade vermieden werden. Erfindungsgemäss wird eine einwandfreie Verankerung der Prothese an dem zweiten Knochen in Abkehr von den bekannten Systemen ausschliesslich durch die knopfartigen Verankerungsvorsprünge der Prothese erreicht.
Nach einer Ausführungsform der Erfindung ist in an sich bekannter Weise der zweite Gelenkteil eine mit einer Kugel des ersten Gelenkteiles zusammenwirkende Kugelpfanne mit drei als Zapfen ausgebildeten,
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an den Ecken eines Dreiecks vorgesehenen Verankerungsvorsprüngen, wobei die Zapfen derart angeordnet sind, dass die maximale resultierende Kraft am Körpergelenk zumindest annähernd durch den Flächen- schwerpunkt dieses Dreiecks verläuft. Damit lässt sich ein besonders dauerhafter und sicherer Sitz der Kugelpfanne im Knochen erreichen, wobei wegen der günstigen Krafteinleitung Mikrorelativbewegungen zwischen Implantat und Knochen auf Grund der sich ständig ändernden Belastungszustände weitgehend vermieden sind.
Einer der drei Zapfen kann erfindungsgemäss nahe dem Scheitel und die beiden übrigen Zapfen jeweils zumindest annähernd auf halber Höhe der Kugelpfanne angeordnet sein. Das erleichtert dem Operateur das Einsetzen der Kugelpfanne in den Knochen. Dem leichten Einsetzen und sicheren Verankern der Kugelpfanne dient es ferner, wenn die Achsen der drei Zapfen in zueinander zumindest annähernd parallelen Ebenen liegen, wobei die Achsen der beiden übrigen Zapfen jeweils mit einer Senkrechten auf einer Grundfläche der Kugelpfanne einen grösseren Winkel einschliessen als der entsprechende Winkel der Achse des scheitelnahen Zapfens.
Zur weiteren Verbesserung der Verankerung im Knochen können erfindungsgemäss der scheitelnahe Zapfen an seinem Fuss eine umlaufende Rille und die beiden übrigen Zapfen jeweils eine von der Hauptachse der Kugelpfanne nach aussen gerichtete Hinterarbeitung aufweisen.
Nach einer Ausführungsform der Erfindung weist der Rand der Kugelpfanne eine Aussparung auf, die zumindest annähernd in einer die Hauptachse der Kugelpfanne und einen der beiden übrigen Zapfen enthaltenden Ebene beginnt und sich über einen Winkelbereich von zumindest annähernd 1200 zu der von dem andern der übrigen Zapfen abgewandten Seite der Kugelpfanne erstreckt. Diese Aussparung gewährleistet den ungehinderten Verlauf des musculus iliopsoas nach der Implantation. zur Verbesserung der Einwachsverhältnisse und der Rotationsstabilität ist die Kugelpfanne erfindungsgemäss an ihrer Aussenfläche mit einer Anzahl konzentrischer und in Ebenen durch die Hauptachse der Kugelpfanne verlaufender Rillen versehen.
Nach einer weiteren Ausführungsform der Erfindung sind bei einer Ellenbogengelenksendoprothese der Knochen eine Elle und der zweite Gelenkteil eine mit Verankerungsvorsprüngen in der Elle verankerte Lagerschale für einen Gelenkzapfen des ersten Gelenkteiles an einem Oberarmknochen. Es ergibt sich eine knochenzementlose sichere und früh belastbare Verankerung der Lagerschale in dem Knochen.
Erfindungsgemäss kann die Lagerschale als zylindrische Halbschale ausgebildet sein, wobei ein Stirnseite der Lagerschale eine zur Berührung mit einem Anschlag des ersten Gelenkteiles in der Strecklage von Oberarmknochen und Elle bestimmte Anschlagfläche aufweist. So ist jene Strecklage eindeutig definiert. Die Seitenflächen der Lagerschale können erfindungsgemäss durch Condylenschalen des ersten Gelenkteiles axial geführt sein.
Nach einer andern Ausführungsform der Erfindung sind als Verankerungsvorsprünge in der mittigen Querebene der Lagerschale ein Zapfen mit an seinem Fuss umlaufender Rille und im Abstand von dem Zapfen eine von dem Zapfen weg gerichtete Zunge vorgesehen. Die Lagerschale lässt sich mit der Zunge in einen zuvor in der Elle ausgenommenen Schlitz einsetzen und mit dem Zapfen druckknopfartig in eine entsprechend in der Elle vorbereitete Bohrung eindrücken. So sind ein fester Sitz der Lagerschale und gute Einwachsbedingungen für die Sekundärfixierung in der Elle gewährleistet.
Nach einer Ausführungsform der Erfindung besteht zumindest die äussere Oberfläche der Einzelteile der Körpergelenksendoprothese aus mit Email überzogenem Metall. Metall und Email bilden einen Verbundkörper, wobei die Verbundpartner Metall und Email sowohl relativ zueinander als auch relativ zu den an sie gestellten Anforderungen optimal auswählbar und einstellbar sind. Dieser Verbundwerkstoff ist ideal biokompatibel und weist technisch-physikalisch-chemische Kennwerte auf, die allen bekannten Prothesenwerkstoffen überlegen sind.
In den Zeichnungen sind mehrere Ausführungsbeispiele der Erfindung dargestellt. Es zeigen : Fig. l die teilweise geschnittene Ansicht einer Kugelpfanne nach Linie I-I in Fig. 2, Fig. 2 die Draufsicht auf die Kugelpfanne gemäss Fig. l, Fig. 3 einen Längsschnitt durch die Kugelpfanne gemäss Fig. l und 2 mit zugehöriger Kugel, Fig. 4 die Vorderansicht einer rechtsseitigen Ellenbogengelenksendoprothese (ohne Lagerschale), Fig. 5 die Schnittansicht nach Linie V-V in Fig. 4, Fig. 6 die Schnittansicht nach Linie VI-VI
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Die Fig. 1 und 2 zeigen eine Kugelpfanne --250-- für eine Totalhüftgelenksendoprothese. Die Aussenfläche der Kugelpfanne --250-- ist mit konzentrischen Rillen --252, 253 und 254-- und mit in Ebenen durch eine Hauptachse --265-- der Kugelpfanne --250-- verlaufenden Rillen --256 bis 259-versehen, die das makroskopische Einwachsen von neuem Knochengewebe in die Oberfläche der Kugelpfanne und damit deren senkundäre Verankerung in einem Beckenknochen --48-- (Fig.3) erieichtern und fördern sollen.
Für die primäre oder vorläufige Verankerung der Kugelpfanne --250-- in dem Beckenknochen --48-sorgen drei knopfartige Zapfen --261, 262 und 263--, die an den Ecken eines Dreiecks derart angeordnet sind, dass die maximale resultierende Kraft FR (Fig. 3) zumindest annähernd durch den Flächenschwerpunkt dieses Dreiecks verläuft. Die drei Zapfen-261, 262 und 263-- liegen mit ihren Längsachsen in zueinander zumindest annähernd parallelen Ebenen, wobei die Achse des Zapfens --261-- mit der hauptachse --265-- der Kugelpfanne --250-- einen Winkel --267-- von 10 und die Achsen der Zapfen - 262 und 263-jeweils mit einer Senkrechten auf einer Grundfläche --269-- der Kugelpfanne --250-- einen Winkel --270-- von 25 bilden.
Der Zapfen --261-- weist an seinem Fuss eine umlaufende Rille - auf, während die beiden übrigen Zapfen --262 und 263-- jeweils mit einer von der Hauptachse --265-- der Kugelpfanne --250-- nach aussen gerichtete Hinterarbeitung --274-- versehen sind.
Ausgehend von der Grundfläche --269-- weist die Kugelpfanne --250-- an ihrem unteren Rand eine einseitige Aussparung --275-- auf, deren in der Draufsicht sichelförmige Gestalt durch die in Fig. 2 gestrichelt fortgesetzte fiktive Aussenkontur der Kugelpfanne --250-- deutlich wird. Diese Aussparung --275-- ist für den ungehinderten Verlauf des musculus iliopsoas geschaffen und liegt für das andere
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--261-- enthaltendenFig. 3 zeigt die Kugelpfanne --250-- in ihrem in den Beckenknochen --48-- eingesetzten Zustand. Um den Beckenknochen --48-- für die Implantation vorzubereiten, wird zunächst die physiologische Hüftgelenkspfanne mit einem Kugelfräser ausgefräst. In diese kugelförmige Ausfräsung werden unter Benutzung einer Bohrschablone drei Bohrungen für die Zapfen --261, 262 und 263-- eingebracht. Dabei werden die Bohrungen dichter aneinander gerückt als ein Abstand --278-7 in Fig. 1. Anschliessend wird die Kugelpfanne --250-- derart eingesetzt, dass die Hinterarbeitungen --274-- der Zapfen --262 und 263-- über den Rand der Kortikalis --279-- des Beckenknochens --48-- eingeführt werden. Dabei wird angrenzender spongiöser Knochen zur Seite gedrückt.
Darauf wird die Kugelpfanne --250-- mehr und mehr in die kugelförmige Ausfräsung eingeführt, bis der Zapfen --261-- in seine Bohrung einschnappt.
Während dieses Einschnappens wird die Kortikalis --279-- zwischen den Zapfen elastisch verformt und verriegelt nach ihrer Rückfederung die Kugelpfanne --250-- in der eingesetzten Lage gemäss '3.
Die besondere Lage der Zapfen --261, 262 und 263-- bezüglich der resultierenden Kraft FR hat zur Folge, dass in den Zapfen zusätzliche Schubspannungen durch elastische Verformung des Knochens unter der Wirkung der resultierenden Kraft FR nicht auftreten, wenn diese Kraft ihren Grösstwert annimmt.
Auftretende Schubspannungen bleiben also minimal.
Die Kugelpfanne --250-- kann metallisch und auf ihrer gesamten Oberfläche mit Email überzogen sein.
In den Fig. 4 bis 10 ist eine Totalellenbogengelenksendoprothese --290-- dargestellt.
Ein Schaft --73-- ist in einen Oberarmknochen --293-- eingeschraubt. Ein Übergangsstück --83-- ist mit einem in den Fig. 4 bis 8 nach unten weisenden Anschlag --295-- für eine Lagerschale --297-versehen, die in Fig. 4 nicht dargestellt und in den Fig. 5 bis 8 in eine Elle --299-- eingesetzt ist. Die Lagerschale --297-- weist eine zur Berührung mit dem Anschlag --295-- in der Strecklage von Oberarmknochen-293-und Elle --299-- bestimmte Anschlagfläche --300-- (Fig.10) auf. Seitenflächen - 302 und 303-- (Fig. 9) der Lagerschale --297-- werden durch entsprechende Gegenflächen von Condylenschalen --305 und 306-- geführt, die jeweils mit einem Auge einer Scharniergabel --105-- eines Scharniergelenkes --102-- verbunden sind.
Mit den Condylenschalen --305 und 306-- ist ein in der Lagerschale --297-- schwenkbar gelagerter Gelenkzapfen --308-- einstückig ausgebildet. Der Gelenkzapfen - erstreckt sich in jede Condylenschale --305 und 306-- nur mit einem verhältnismässig kurzen Verbindungsstück --310 und 311-- (Fig. 7 und 8) von im wesentlichen halbkreisförmiger Querschnitts-
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The invention relates to a body joint endoprosthesis with a first joint part connected to a first bone and an artificial second joint part fixed to a second bone by means of anchoring projections arranged at a distance from one another.
Signs of wear and tear in the joints of older people, the result of congenital ailments, rheumatic inflammatory diseases and injuries can lead to permanent pain and increasing limitation of joint mobility (osteoarthritis), which often severely limit the scope of the affected person and result in severe physical stress.
Regarding the state of the art, reference is made to the article "Technical progress in artificial hip joints" in the journal "Technische Rundschau Sulzer", 4/1974, pp. 235 to 245. This article gives an overview of the development of artificial hip joints and describes typical designs since 1939. The discussion of these individual designs in the article shows that all designs have more or less serious disadvantages. In addition to signs of wear in the two joint parts, the ball and socket, the known stem prostheses have the particular disadvantage that loosening of the sockets and stems, in certain cases with subsequent stem breakage, occurs.
This loosening of the shaft can be traced back to several different causes in the known artificial hip joints. First, the stem and socket are preferably cemented into the bone.
The self-polymerizing plastic methyl methacrylate is used as cement. The heat of polymerisation generated during the hardening of this plastic leads to temperatures of 80 to 1000C and to thermal damage to the surrounding tissue, since the coagulation point of the protein is 56C. This thermal necrosis and damage caused by mechanical processing of the bone (rasps or similar) during the preparation of the implant site are revitalized, but a connective tissue separating layer forms between the damaged area and the bone, which has a negative impact on the anchoring in the bone. The connective tissue separating layer allows microrelative shifts between
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Another cause of loosening is the non-physiological introduction of force from the implant into the bone.
The invention is based on the object of generally creating a body joint endoprosthesis in which the introduction of force into the bone takes place in such a way that the stress distribution in the bone corresponds as closely as possible to the physiological stress distribution. Relative movements between the prosthesis and the bone should be avoided as completely as possible. The anchorage in the bone should be done without cement. The aim is to mobilize the patients early.
This object is achieved according to the invention in that the anchoring projections are button-like and can be anchored in the second bone in a form-fitting manner. This eliminates the need to use the disadvantageous bone cement. The anchoring projections ensure a secure and permanent mechanical primary anchoring of the second joint part in the bone, which, since the harmful side effects of the bone cement embedding are eliminated, very quickly through regeneration of the surrounding bone and growing into pores and depressions of the second joint part an additional secondary anchoring for even better fixing of the second joint part on the bone follows.
From CH-PS no. 555672, no. 555673 and no. 560043 it is known to arrange circular cylindrical pins in body joint endoprostheses which, however, do not have backworks in the axial direction as in the invention. A positive anchoring of the prosthesis in the bone within the meaning of the invention is therefore not possible with the known pins. Rather, the known pins are used to precisely position the prostheses. The actual definition of the known ball socket in the pelvic bone is done in all cases by additional means, u. between CH-PS No. 560043 by additional surgical screws with associated openings in the edge of the prosthesis and in the case of the first two Swiss patents mentioned by bone cement.
This bone cement and also additional fastening screws should be avoided in the context of the invention. According to the invention, a perfect anchoring of the prosthesis to the second bone is achieved, in departure from the known systems, exclusively by the button-like anchoring projections of the prosthesis.
According to one embodiment of the invention, the second joint part is, in a manner known per se, a ball socket which interacts with a ball of the first joint part and has three pegs.
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anchoring projections provided at the corners of a triangle, the pegs being arranged in such a way that the maximum resulting force on the body joint runs at least approximately through the centroid of this triangle. A particularly permanent and secure fit of the ball socket in the bone can thus be achieved, with micro-relative movements between the implant and the bone due to the constantly changing load conditions being largely avoided due to the favorable introduction of force.
According to the invention, one of the three pins can be arranged near the apex and the two remaining pins each at least approximately halfway up the ball socket. This makes it easier for the surgeon to insert the ball socket into the bone. It is also used for easy insertion and secure anchoring of the ball socket if the axes of the three pins lie in planes that are at least approximately parallel to one another, the axes of the two remaining pins each enclosing a larger angle than the corresponding angle with a perpendicular on a base of the ball socket the axis of the pin near the apex.
To further improve the anchoring in the bone, according to the invention, the peg near the apex can have a circumferential groove on its foot and the two remaining pegs each have an undercut directed outward from the main axis of the ball socket.
According to one embodiment of the invention, the edge of the ball socket has a recess which begins at least approximately in a plane containing the main axis of the ball socket and one of the two remaining pins and extends over an angular range of at least approximately 1200 to that facing away from the other of the remaining pins Side of the ball socket extends. This recess ensures the unimpeded course of the iliopsoas muscle after implantation. to improve the ingrowth conditions and the rotational stability, the ball socket according to the invention is provided on its outer surface with a number of concentric grooves running in planes through the main axis of the ball socket.
According to a further embodiment of the invention, in an elbow joint endoprosthesis, the bone is an ulna and the second joint part is a bearing shell anchored with anchoring projections in the ulna for a pivot pin of the first joint part on a humerus. The result is an anchoring of the bearing shell in the bone that is secure and can be loaded at an early stage, without bone cement.
According to the invention, the bearing shell can be designed as a cylindrical half-shell, one end face of the bearing shell having a stop surface intended for contact with a stop of the first joint part in the extended position of the humerus and ulna. That way, that stretched position is clearly defined. According to the invention, the side surfaces of the bearing shell can be guided axially through condyle shells of the first joint part.
According to another embodiment of the invention, a pin with a circumferential groove at its foot and a tongue directed away from the pin at a distance from the pin are provided as anchoring projections in the central transverse plane of the bearing shell. The bearing shell can be inserted with the tongue into a slot previously cut out in the ulna and pressed with the pin into a correspondingly prepared hole in the ulna. This ensures a tight fit of the bearing shell and good growing conditions for the secondary fixation in the ulna.
According to one embodiment of the invention, at least the outer surface of the individual parts of the joint endoprosthesis consists of metal coated with enamel. Metal and enamel form a composite body, the composite partners metal and enamel being optimally selectable and adjustable both relative to one another and relative to the requirements placed on them. This composite material is ideally biocompatible and has technical-physical-chemical characteristics that are superior to all known prosthesis materials.
Several exemplary embodiments of the invention are shown in the drawings. 1 shows the partially sectioned view of a ball socket according to line II in FIG. 2, FIG. 2 shows the top view of the ball socket according to FIG. 1, FIG. 3 shows a longitudinal section through the ball socket according to FIGS. 1 and 2 with the associated ball 4 shows the front view of a right-hand elbow joint endoprosthesis (without bearing shell), FIG. 5 shows the sectional view along line VV in FIG. 4, FIG. 6 shows the sectional view along line VI-VI
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Figs. 1 and 2 show a ball socket - 250 - for a total hip joint endoprosthesis. The outer surface of the ball socket --250-- is provided with concentric grooves --252, 253 and 254-- and with grooves --256 to 259 - running in planes through a main axis --265-- of the ball socket --250-- which are intended to facilitate and promote the macroscopic ingrowth of new bone tissue into the surface of the ball socket and thus its secondary anchoring in a pelvic bone --48-- (Fig. 3).
For the primary or temporary anchoring of the ball socket --250-- in the pelvic bone --48 - three button-like pegs --261, 262 and 263-- are arranged at the corners of a triangle in such a way that the maximum resulting force FR (Fig. 3) runs at least approximately through the centroid of this triangle. The three pins -261, 262 and 263-- lie with their longitudinal axes in planes that are at least approximately parallel to one another, whereby the axis of the pin -261-- with the main axis --265-- of the ball socket --250-- an angle - -267-- of 10 and the axes of the pins - 262 and 263 - each form an angle --270-- of 25 with a vertical line on a base --269-- of the ball socket --250--.
The pin --261-- has a circumferential groove at its foot - while the other two pins --262 and 263-- each with an outwardly directed from the main axis --265-- of the ball socket --250-- Backworking --274-- are provided.
Starting from the base --269--, the ball socket --250-- has a one-sided recess --275-- on its lower edge, the crescent-shaped shape of which in the top view is represented by the fictitious outer contour of the ball socket continued in broken lines in FIG. -250-- becomes clear. This recess --275 - is created for the unhindered course of the musculus iliopsoas and lies for the other
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--261-- containing Fig. 3 shows the ball socket --250-- in its state inserted into the pelvic bone --48--. In order to prepare the pelvic bone for implantation, the physiological hip joint socket is first milled out with a ball mill. In this spherical cutout, three holes for the pins --261, 262 and 263-- are drilled using a drilling template. The bores are moved closer to one another than a distance --278-7 in Fig. 1. The ball socket --250-- is then inserted in such a way that the undercuts --274-- of the pins --262 and 263-- over the edge of the cortex --279-- of the pelvic bone --48-- can be inserted. Adjacent cancellous bone is pushed aside.
Then the ball socket --250-- is inserted more and more into the spherical recess until the pin --261-- snaps into its bore.
During this snapping in, the cortex --279 - is elastically deformed between the pegs and, after springing back, locks the ball socket --250 - in the inserted position according to '3.
The special position of the pins --261, 262 and 263 - in relation to the resulting force FR means that additional shear stresses due to elastic deformation of the bone under the effect of the resulting force FR do not occur in the pins when this force assumes its maximum value .
Any shear stresses that occur remain minimal.
The ball socket --250 - can be metallic and covered with enamel on its entire surface.
A total elbow joint endoprosthesis --290-- is shown in FIGS.
A shaft --73-- is screwed into a humerus --293--. A transition piece --83-- is provided with a stop --295-- pointing downwards in FIGS. 4 to 8 for a bearing shell --297 - which is not shown in FIG. 4 and in FIGS. 5 to 8 is set in a cubit --299--. The bearing shell --297-- has a stop surface --300-- (Fig. 10) intended for contact with the stop --295-- in the extended position of the humerus -293- and ulna --299--. Side surfaces - 302 and 303-- (Fig. 9) of the bearing shell --297-- are guided through corresponding opposing surfaces of condyle shells --305 and 306--, each with the eye of a hinge fork --105-- of a hinge joint - 102-- are connected.
With the condyle shells --305 and 306-- a pivot pin --308-- pivoted in the bearing shell --297-- is formed in one piece. The pivot pin - extends into each condyle shell --305 and 306 - only with a relatively short connecting piece --310 and 311 - (Fig. 7 and 8) of essentially semicircular cross-section -
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