**ATTENTION** debut du champ DESC peut contenir fin de CLMS **.
REVENDICATIONS
1. Dispositif d'articulation endoprothétique pour os, comprenant un premier composant (1101) présentant une première surface d'appui dans laquelle est ménagée une fente (16; 116) se terminant dans une cavité agrandie (23; 123) ménagée à l'intérieur du composant, un second composant (2) présentant une seconde surface d'appui (44) en contact articulaire avec la première surface d'appui, et un élément de liaison (5) se prolongeant depuis la seconde surface dans la fente, cet élément présentant une tête agrandie (32) logée dans la cavité afin de rendre l'élément de liaison prisonnier dans la fente dans une gamme déterminée du mouvement articulaire des deux composants, caractérisé en ce que la cavité (23;
123) est allongée de manière à permettre un mouvement limité de la tête agrandie (32) le long de la cavité, tout en demeurant captive dans celle-ci, afin d'engendrer un mouvement coulissant relatif déterminé entre les deux composants lors d'une flexion du dispositif d'articulation.
2. Dispositif selon la revendication 1, caractérisé en ce que la cavité (23; 123) est allongée dans le plan de la fente (16116).
3. Dispositif selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que l'allongement de la cavité (23) suit une trajectoire courbe.
4. Dispositif selon l'une des revendications 1 ou 2, caractérisé en ce que l'allongement de la cavité (123) est rectiligne.
5. Dispositif selon la revendication 3, destiné à être utilisé comme articulation prothétique du genou, le premier composant étant un composant fémoral (1) et le second composant un composant tibial (2), caractérisé en ce que la cavité (23) est de forme allongée incurvée, les surfaces intérieures convexe et concave étant tournées respectivement vers l'avant et vers l'arrière du composant fémoral.
6. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé par des surfaces de contact métal - plastique entre les premier et second composants (1, 2) et entre la tête agrandie (32) de l'élément de liaison (5) et les surfaces délimitant la cavité.
7. Dispositif selon la revendication 6, dans lequel le premier composant (1101) et l'élément de liaison (5) sont en métal bîcom- patible, caractérisé en ce que la cavité (23; 123) est formée dans un élément d'insertion (20; 120) en matériau plastique biocompatible maintenu prisonnier à l'intérieur du premier composant.
8. Dispositif selon la revendication 7, caractérisé en ce que l'élément (20) présente des formations en forme de clavettes (21, 22; 122) lui permettant d'être engagé par pression dans une portion creuse complémentaire du premier composant (1; loi).
9. Dispositif selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce que l'élément de liaison (5) comprend une tige (31) pouvant coulisser dans un trou borgne principal axial (46) pratiqué dans le second composant (2), et en ce qu au moins un trou secondaire (47) pratiqué dans le second composant constitue un passage d'écoulement reliant l'extrémité fermée du trou principal (46) et la surface d'appui du second composant.
10. Dispositif selon la revendication 9, caractérisé en ce que le ou les trous secondaires (47) ont une section d'écoulement supérieure à celle du passage pour liquide ménagé entre la tige (31) et la paroi du trou principal (46).
La présente invention a pour objet un dispositif d'articulation endoprothètique pour os et plus particulièrement, mais non exclusivement, un dispositif d'articulation endoprothètique pour le genou.
Un dispositif connu d'articulation du genou qui a été couramment utilisé en chirurgie depuis quelques années, et qui a générale- ment donné de bons résultats, est décrit dans le fascicule de brevet
GB-A No 1413477. Ce dispositif connu comprend en gros un premier composant présentant une surface d'appui convexe et une fente pratiquée dans cette surface, la fente se terminant dans une cavité agrandie ménagée à l'intérieur du premier composant à l'écart de la surface, un second composant présentant une surface d'appui concave en contact articulaire avec la surface convexe, et un élément de liaison émergeant de la surface concave et pénétrant dans la fente pour limiter l'étendue dudit contact, cet élément présentant un renflement à son extrémité se trouvant à l'écart de la surface concave,
ce renflement étant logé dans la cavité pour maintenir l'élément de liaison prisonnier dans la fente sur au moins la majeure partie de ladite étendue de contact; les deux composants et l'élément de liaison étant agencés pour permettre une séparation de ce dernier de l'un des deux composants dans au moins une disposition relative des composants à l'extérieur de ladite majeure partie de l'étendue de contact. Lorsqu'un tel dispositif est utilisé comme articulation endoprothétique du genou, le premier composant est un composant fémoral agencé pour être fixé au fémur et le second composant est un composant tibial agencé pour être fixé au tibia.
L'un des avantages principaux de ces dispositifs d'articulation connus est une mobilité relativement sans contrainte des mouvements de flexion et d'extension, ainsi que de rotation, des dispositifs d'articulation, alors que les deux composants de l'articulation sont maintenus en contact par les ligaments et autres éléments naturels.
L'élément de liaison assure une stabilité latérale entre les deux composants, comme dans les dispositifs d'articulation à contrainte mécanique.
Une difficulté découlant de l'usage des dispositifs d'articulation connus mentionnés ci-dessus est le fait que, en pratiqùe, la cavité dans le premier composant est de forme sphérique et le renflement de l'élément de liaison a une forme de boule sphérique complémentaire. Cela signifie qu'il n'y a aucune possibilité d'effectuer un mouvement de translation relatif entre les deux composants dans n'importe quelle direction transversale à l'axe longitudinal de l'élément de liaison. On a constaté maintenant que l'absence de cette possibilité peut être importante, notamment dans le cas d'une articulation du genou, étant donné qu'un mouvement relatif dans le sens antéropostérieur influence l'étendue de la flexion-extension de l'articulation.
La raison en est que, bien que dans l'articulation naturelle du genou et dans le dispositif d'articulation endoprothètique du type décrit ci-dessus la limite de la flexion soit déterminée par la venue en butée du fémur et du tibia, ou par l'emprisonnement de tissus entre eux, l'obtention de cette condition limite est retardée, lors de la flexion de l'articulation naturelle, par un mouvement coulissant du fémur sur le tibia en sens postérieur.
Un but de l'invention est la réalisation d'un mouvement glissant relatif semblable dans les dispositifs d'articulation du type mentionné plus haut.
Selon l'invention, il est prévu un dispositif d'articulation endoprothétique pour os, comprenant un premier composant présentant une première surface d'appui dans laquelle est ménagée une fente se terminant dans une cavité agrandie ménagée à l'intérieur du composant, un second composant présentant une seconde surface d'appui en contact articulaire avec la première surface d'appui, et un élément de liaison se prolongeant depuis la seconde surface dans la fente, cet élément présentant une tête agrandie logée dans la cavité afin de rendre l'élément de liaison prisonnier dans la fente dans une gamme déterminée du mouvement articulaire des deux composants, caractérisé en ce que la cavité est allongée de manière à permettre un mouvement limité de la tête agrandie le long de la cavité, tout en demeurant captive dans celle-ci,
afin d'engendrer un mouvement coulissant relatif déterminé entre les deux composants lors d'une flexion du dispositif d'articulation.
La cavité est de préférence allongée dans le plan de la fente, de sorte qu'une tendance initiale vers une condition limitant le mouvement de flexion donne naturellement lieu à des forces tendant à provoquer un mouvement de translation du premier composant par rapport au second, la tête agrandie de l'élément de liaison étant libre d'effectuer un mouvement relatif consécutif à l'intérieur de la cavité.
L'allongement de la cavité peut être rectiligne. Dans une variante, la cavité est agrandie de manière à permettre le mouvement
voulu, mais elle est conformée et disposée de manière que, lors de la flexion, le premier composant réagisse nécessairement contre l'éle- ment de liaison afin de provoquer le mouvement voulu. Dans cette variante, la cavité présente avantageusement une forme incurvée allongée. Dans un dispositif destiné à être utilisé comme articulation prothétique du genou, la cavité peut avoir une forme allongée incurvée, ses surfaces intérieures convexe et concave étant tournées respectivement vers l'avant et vers l'arrière du composant fémoral.
Les formes d'exécution préférées prévoient des surfaces de contact métal - plastique entre les premier et second composants et entre la tête agrandie de l'élément de liaison et les surfaces délimitant la cavité. Ainsi, la cavité peut être ménagée directement dans le premier composant, mais de préférence le premier composant et l'élément de liaison sont constitués en métal biocompatible, et la cavité est formée dans un élément d'insertion en matériau plastique biocompatible maintenu prisonnier à l'intérieur du premier composant. L'élément d'insertion peut présenter des parties en forme de clavettes lui permettant d'être engagé élastiquement dans une portion creuse complémentaire du premier composant.
Aux dessins annexés, donnés à titre d'exemple:
la fig. 1 est une vue schématique en coupe longitudinale d'un dispositif prothétique d'articulation du genou, en place, constituant une première forme d'exécution de l'invention;
les fig. 2 à 4 sont respectivement des vues schématiques latérale, frontale et en coupe longitudinale du composant fémoral du dispositif d'articulation représenté à la fig. I;
la fig. 5 est une vue en plan dans le sens de la flèche B de la fig. 3 du composant fémoral qui y est représenté;
les fig. 6 à 8 sont respectivement des vues schématiques latérale, en coupe longitudinale et en plan d'un élément qui est inséré dans le composant fémoral utilisé dans le dispositif selon les fig. 1 à 5;
;
la fig. 9 est une vue en élévation latérale d'un élément de liaison faisant partie du dispositif d'articulation;
les fig. 10 à 12 sont respectivement des vues schématiques latérale, avant/arrière et en coupe longitudinale du composant tibial du dispositif d'articulation représenté à la fig. I;
la fig. 13 est une vue en plan depuis dessous dans le sens de la flèche XIII de la fig. 10 du composant tibial qui y est représenté;
la fig. 14 est une vue en coupe schématique d'une variante du composant fémoral, et
la fig. 15 est une vue en coupe schématique longitudinale d'une variante de l'élément d'insertion, utilisé dans le composant de la fig. 14.
Le dispositif représenté aux fig. 1 à 13 est une articulation endoprothétique pour le genou qui comprend un composant fémoral 1 et un composant tibial 2 fixés respectivement au fémur 3 et au tibia 4 d'un patient. Les deux composants 1 et 2 sont reliés par un élément de liaison 5, comme décrit plus loin.
Le composant fémoral 1 est en un métal biocompatible tel qu'un alliage de chrome/cobalt/molybdène. Le composant I comprend une queue intramédullaire 1 1 allant en s'amincissant vers son extrémité libre et se terminant à son autre extrémité, plus large, par une portion d'appui 12 formant une zone 13 de surfaces d'appui.
La zone 13 comporte deux premières surfaces analogues d'appui incurvées de façon convexe, simulant un condyle, et comporte des nervures 14 reliées transversalement, sur des parties correspondantes de leur longueur, vers une de leurs extrémités par une gorge 15 destinée à recevoir une rotule. Il y a lieu de noter que la courbure longitudinale des nervures 14 est variable, étant la plus faible sur des portions intermédiaires de celles-ci et allant en croissant vers leurs extré- mités, comme on le voit aux fig. 2 et 4. Les courbures transversales sont uniformes.
Le composant 1 présente une fente 16, en forme générale de secteur et de largeur uniforme, débouchant entre les nervures 14, cette fente s'étendant angulairement depuis l'extrémité intérieure de la gorge 15 jusqu'à un point situé au-dessus des extrémités des nervures 14. Cette fente se termine à l'intérieur du composant par une cavité de plus grande dimension, constituant elle-même l'extrémité intérieure d'un logement sensiblement cylindrique 17 s'étendant vers l'extérieur à travers la fente. Le logement 17 présente une rainure circonférentielle 18 formée autour du logement, à mi-chemin de sa longueur, et présente également une rainure longitudinale 19 sur le côté du logement éloigné de la gorge 15. Les rainures 18 et 19 ne sont évidemment présentes que là où le logement 17 vient agrandir la fente 16.
Le logement 17 est agencé pour recevoir un élément 20 devant être introduit dans le composant fémoral.
L'élément d'insertion 20 (fig. 6 à 8) est en un matériau plastique bicompatible tel qu'un polyéthylène à poids moléculaire très élevé.
Cet élément d'insertion a la forme générale d'une capsule creuse pouvant être engagée dans le logement cylindrique 17 par un ajustage à pression. L'extérieur de l'élément d'insertion 20 est complémentaire au logement 17, cet extérieur présentant une clavette circonférentielle 21 venant s'engager élastiquement dans la rainure 18 et une clavette longitudinale 22 venant s'engager élastiquement dans la rainure 19 en orientant l'élément d'insertion 20 de façon détermi- née dans le logement 17.
L'élément d'insertion 20 présente une cavité interne 23 de forme générale allongée et courbe, limitée par des portions de surface intérieure 24 et 25 courbes, respectivement convexe et concave, tournées vers l'avant et l'arrière et adjacente et éloignée de la clavette longitudinale 22. La forme de la cavité 23 peut être considérée comme inscrite par une sphère hypothétique dont le centre se déplace en suivant une trajectoire courbe 26, indiquée en traits mixtes à la fig. 7
La sphère en question doit avoir un diamètre supérieur à la largeur de la fente 16 pratiquée dans le composant fémoral. La cavité 23 présente, au voisinage de son extrémité inférieure, un siège 27 en forme de calotte sphérique faisant face à la cavité.
L'élément d'insertion 20 présente également une fente longitudinale 28 s'étendant sur une partie de sa longueur depuis son extrémité inférieure et à l'opposé de la clavette 22, cette fente 28 coupant la cavité 23 et établissant une communication entre cette dernière et la fente 16 du composant fémoral lorsque l'élément 20 est introduit dans le logement 17.
L'élément de liaision 5 (fig. 9) est réalisé dans le même métal que le composant fémoral 1. Cet élément 5 comporte une tige cylindrique circulaire 31 se terminant à l'une des extrémités par une tête sphérique 32 et présentant un méplat relativement étroit 33 s'étendant depuis son autre extrémité sur presque toute sa longueur. Le diamètre de la tige 31 est légèrement inférieur à la largeur de la fente 16 du composant fémoral, et le diamètre de la tête 32 est légèrement inférieur à celui de la sphère hypothétique mentionnée plus haut.
Les formes générales des dimensions de l'élément d'insertion 20 et de l'élément de liaison 5 sont telles que la tête 32 de ce dernier peut être engagée par un ajustage à pression dans la cavité 23 du premier, l'élément d'insertion 20 pouvant ensuite être mis en place dans le composant fémoral 1 par l'engagement élastique décrit précédemment.
La tête 32 est ainsi maintenue prisonnière dans l'élément d'insertion 23, tout en pouvant se déplacer entre différentes positions à l'intrieur de la cavité, le long de la ligne 26, tandis que l'élément de liaison 5 peut tourner autour du centre de la tête 32 dans toutes ces positions, les seules limitations étant celles imposées par l'ouverture de la fente 28 que présente l'élément d'insertion et par la fente 16 du composant fémoral aux mouvements de la tige 31 de l'élément de liaision.
Le composant tibial 2 représenté aux fig. 9 à 12 est constitué dans le même matériau plastique que l'élément d'insertion 5. Le composant 2 comprend une queue intramédullaire effilée 41 dont l'extrémité élargie se termine par une portion d'appui 42 formant une zone 43 de surfaces d'appui. Cette zone comporte deux deuxièmes surfaces d'appui semblables, simulant un condyle, se présentant sous forme de creusures peu profondes 44 reliées entre elles par une nervure intermédiaire 45. Il y a lieu de noter qu'en section longitudinale chacune des creusures 44 présente une portion centrale plate, comme représenté en traitillés à la fig. 10, cette portion s'incurvant vers le haut aux extrémités. Les courbures transversales des creusures 44 sont uniformes et complémentaires à celles des nervures 14, comme représenté en traitillés à la fig. il.
Le composant tibial 2 présente un trou borgne principal 46 traversant coaxialement une partie de la longeur de la queue 41 et débouchant dans la nervure 45. Le diamètre de ce trou est légèrement supérieur à celui de la tige 31 de l'élément de liaision. De plus, deux trous secondaires 47, de diamètre beaucoup plus petit que le trou 46, s'étendent respectivement depuis chacune des creusures 34 au voisinage du trou 46, en passant à travers le composant, pour venir communiquer avec le trou 46 au voisinage de son extrémité fermée.
L'adaptation chirurgicale du dispositif d'articulation nécessite des fixations correspondantes des composants fémoral et tibial 1 et 2 au fémur 3 et au tibia 4, après une préparation appropriée de ces os et en utilisant un ciment à os, de façon connue. Ces fixations seront telles que les nervures 14 et les creusures 44 viennent remplacer les surfaces condyliennes correspondantes, la gorge 15 étant dirigée généralement vers l'avant et les plus longues extrémités des nervures 14 étant dirigées généralement vers l'arrière. La tête 32 de l'élément de liaison 30 est introduite dans l'élément d'insertion 20, et ce dernier vient s'engager élastiquement dans les composants fémoral 1, comme décrit ci-dessus.
Les nervures 14 et les creusures 44 sont ensuite amenées en contact et, en même temps, on fait glisser la tige saillante 31 de l'élément de liaison 5 dans le trou principal 46.
Ces fixations et engagements doivent être tels que, pour une extension maximale, la tête 32 de l'élément de liaision soit située dans la cavité 23 de l'élément d'insertion, son centre étant situé vers l'extrémité supérieure de la ligne 26, comme représenté à la fig. 1, et l'extrémité libre de la tige 31 de l'élément de liaison étant située près du fond du trou principal 46.
Une flexion du dispositif d'articulation, une fois en place, depuis la position étendue représentée à la fig. 1 implique d'abord une rotation mutuelle entre les nervures 14 et les creusures 44, cela avec un mouvement angulaire correspondant de la tige 31 dans la fente 16, et, étant donné la courbure longitudinale variable des nervures 14, un glissement vers l'extérieur de la tige 31 à l'intérieur du trou principal 46. Ces mouvements se poursuivent jusqu'à ce que la tige 31 vienne buter contre la portion de surface convexe 24 de la cavité 23 de l'élément d'insertion 20, après quoi une flexion ultérieure provoque un glissement postérieur des nervures 14 le long des portions plates des creusures 44 et un mouvement correspondant de la tête 32 à travers la cavité 23.
Lors de cette flexion ultérieure, la tige 31 continue à sortir du trou 46 mais, lors de la phase de flexion terminale, la tige 31 peut se mettre à rentrer dans le trou 46, ces mouvements étant déterminés par la forme de la cavité 23 dans l'élément d'insertion 20.
Il y a lieu de noter qu'une flexion complète implique une rotation fémur - tibia mutuelle plus, en phase terminale, une translation vers l'arrière du fémur. Cela simule étroitement le mouvement d'une articulation naturelle et conduit à une situation dans laquelle la flexion se termine à une étape plus tardive que cela ne serait le cas autrement, et cela dans des conditions correspondant mieux à celles d'une articulation naturelle. En d'autres termes, la gamme de la flexion permise par l'articulation est accrue comparativement à celle permise par les dispositifs d'articulation connus dans lesquels ce mouvement de translation ne se produit pas.
L'extension du dispositif inverse la séquence d'événements décrite ci-dessus, le profil concave de la cavité 23 dans l'élément d'insertion 20 réagissant avec la tête de l'élément de liaison pour translater le composant fémoral vers l'avant. Cette inversion donne également lieu à un déplacement vers l'intérieur de la tige 31 dans le trou principal 46, de sorte qu'une flexion-extension imprime un mouvement de va-et-vient à la tige dans le trou.
Le passage formé entre le méplat 33 de la tige et le trou 46 permet à du liquide synovial d'entrer dans l'espace au fond du trou 46 lorsque la tige 31 se soulève, ce liquide étant ensuite pompé par les trous secondaires 47 de manière à lubrifier les surfaces d'appui des nervures 14 et des creusures 44 lorsque la tige 31 change de mouvement, ces trous secondaires 47 ayant une section de passage d'écoulement plus grande que celle du passage d'entrée du fluide entre la tige 31 et la paroi du trou principal 46.
Les fig. 14 et 15 montrent des variantes du composant fémoral et de son élément d'insertion, les autres caractéristiques du dispositif décrit plus haut demeurant inchangées. On a utilisé les mêmes indices de référence que précédemment, mais en les augmentant de 100.
La fente 116 du composant fémoral 101 est légèrement différente, essentiellement pour s'adapter à une modification dans la disposi tion du logement 117 et de la forme de l'élément d'insertion 120. Le logement 117 est moins incliné vers l'avant, étant sensiblement parallèle à la queue 111, et la rainure 119 est disposée au voisinage de la gorge 115. La cavité 123 dans l'élément d'insertion 120 diffère de la cavité 23 en ce sens que l'élément 120 est plus large et est rectiligne au lieu d'être courbe, et en ce que la fente 128 est moins longue.
La variante est utilisée, comme dans l'articulation précédente, de sorte que, lors de la flexion, le composant fémoral 101 tourne par rapport au composant tibial tandis que l'élément de liaison glisse pour s'adapter à la courbure variable des surfaces d'appui du composant fémoral. Toutefois, Si, au cours de la flexion, il se produit des conditions naturelles provoquant un arrêt de la rotation avant la venue en butée de la tige de l'élément de liaison à la fin de la fente 128, ces conditions provoquent en outre un déplacement vers l'arrière du composant fémoral 101 sur le composant tibial. Ce dernier mouvement est rendu possible grâce au fait que l'élément d'insertion aura tourné autour de la tête de l'élément de liaison, permettant ainsi une translation de la tête axialement à l'intérieur de l'élément d'insertion creux.
Cette translation peut être accompagnée d'un coulissement de l'élément de liaision dans le trou principal du composant tibial dans le cas où la translation de la tête ne peut pas s'adapter à celle du composant fémoral.
Il est clair que d'autres variantes sont possibles dans le cadre de l'invention, comme indiqué dans l'introduction. Par exemple, dans le cas de la forme d'exécution décrite en regard des fig. 1 à 13, I'élé- ment d'insertion 20 peut réagir de façon positive contre l'élément de liaision 5, de manière à provoquer une translation dans des sens différents lors de la flexion et de l'extension; suivant une variante, on peut faire en sorte que seule l'une de ces réactions puisse avoir lieu, l'autre translation se produisant par une action naturelle comme avec la disposition représentée aux fig. 14 et 15.
Une autre possibilité consiste à réaliser un composant fémoral commun capable de recevoir différentes formes d'éléments d'insertion, comme ceux représentés.
Une autre possibilité encore consiste à prévoir des surfaces d'appui plates pour le composant tibial, comme dans certains autres dispositifs d'articulation endoprothétiques du genou, les surfaces coopérantes du composant fémoral ne présentant que peu de courbure transversale, ou aucune.
** ATTENTION ** start of the DESC field may contain end of CLMS **.
CLAIMS
1. An endoprosthetic articulation device for bones, comprising a first component (1101) having a first bearing surface in which is formed a slot (16; 116) ending in an enlarged cavity (23; 123) formed in the inside the component, a second component (2) having a second bearing surface (44) in articular contact with the first bearing surface, and a connecting element (5) extending from the second surface into the slot, this element having an enlarged head (32) housed in the cavity in order to make the connecting element trapped in the slot in a determined range of the articular movement of the two components, characterized in that the cavity (23;
123) is elongated so as to allow a limited movement of the enlarged head (32) along the cavity, while remaining captive in it, in order to generate a determined relative sliding movement between the two components during a bending of the articulation device.
2. Device according to claim 1, characterized in that the cavity (23; 123) is elongated in the plane of the slot (16116).
3. Device according to one of claims 1 or 2, characterized in that the elongation of the cavity (23) follows a curved path.
4. Device according to one of claims 1 or 2, characterized in that the elongation of the cavity (123) is straight.
5. Device according to claim 3, intended for use as a prosthetic knee joint, the first component being a femoral component (1) and the second component a tibial component (2), characterized in that the cavity (23) is elongated curved shape, the convex and concave inner surfaces being respectively turned forwards and backwards of the femoral component.
6. Device according to one of the preceding claims, characterized by metal-plastic contact surfaces between the first and second components (1, 2) and between the enlarged head (32) of the connecting element (5) and the surfaces delimiting the cavity.
7. Device according to claim 6, in which the first component (1101) and the connecting element (5) are made of compatible metal, characterized in that the cavity (23; 123) is formed in an element of insert (20; 120) of biocompatible plastic material held captive inside the first component.
8. Device according to claim 7, characterized in that the element (20) has key-shaped formations (21, 22; 122) allowing it to be engaged by pressure in a hollow portion complementary to the first component (1 ; law).
9. Device according to one of the preceding claims, characterized in that the connecting element (5) comprises a rod (31) which can slide in a main axial blind hole (46) made in the second component (2), and in that at least one secondary hole (47) made in the second component constitutes a flow passage connecting the closed end of the main hole (46) and the bearing surface of the second component.
10. Device according to claim 9, characterized in that the secondary hole or holes (47) have a flow section greater than that of the passage for liquid formed between the rod (31) and the wall of the main hole (46).
The present invention relates to an endoprosthetic articulation device for bones and more particularly, but not exclusively, an endoprosthetic articulation device for the knee.
A known knee joint device which has been commonly used in surgery for several years, and which has generally given good results, is described in the patent specification.
GB-A No 1413477. This known device roughly comprises a first component having a convex bearing surface and a slot made in this surface, the slot ending in an enlarged cavity formed inside the first component apart from the surface, a second component having a concave bearing surface in articular contact with the convex surface, and a connecting element emerging from the concave surface and penetrating into the slot to limit the extent of said contact, this element having a bulge at its end located away from the concave surface,
this bulge being housed in the cavity to hold the connecting element trapped in the slot over at least most of said contact area; the two components and the connecting element being arranged to allow separation of the latter from one of the two components in at least one relative arrangement of the components outside said major part of the contact area. When such a device is used as an endoprosthetic knee joint, the first component is a femoral component arranged to be fixed to the femur and the second component is a tibial component arranged to be fixed to the tibia.
One of the main advantages of these known articulation devices is relatively unrestricted mobility of the flexion and extension movements, as well as of rotation, of the articulation devices, while the two components of the articulation are maintained. in contact with ligaments and other natural elements.
The connecting element provides lateral stability between the two components, as in mechanical stress articulation devices.
A difficulty arising from the use of the known articulation devices mentioned above is the fact that, in practice, the cavity in the first component is of spherical shape and the bulge of the connecting element has the shape of a spherical ball complementary. This means that there is no possibility of carrying out a relative translational movement between the two components in any direction transverse to the longitudinal axis of the connecting element. It has now been found that the absence of this possibility can be significant, in particular in the case of a knee joint, since a relative movement in the anteroposterior direction influences the extent of the flexion-extension of the joint. .
The reason is that, although in the natural knee joint and in the endoprosthetic joint device of the type described above the limit of flexion is determined by the abutment of the femur and the tibia, or by the entrapment of tissues between them, the obtaining of this limiting condition is delayed, during the flexion of the natural joint, by a sliding movement of the femur on the tibia in the posterior direction.
An object of the invention is to produce a similar relative sliding movement in articulation devices of the type mentioned above.
According to the invention, there is provided an endoprosthetic articulation device for bone, comprising a first component having a first bearing surface in which is formed a slot ending in an enlarged cavity formed inside the component, a second component having a second bearing surface in articular contact with the first bearing surface, and a connecting element extending from the second surface into the slot, this element having an enlarged head housed in the cavity in order to make the element of connection trapped in the slot in a determined range of the articular movement of the two components, characterized in that the cavity is elongated so as to allow a limited movement of the enlarged head along the cavity, while remaining captive in it ,
in order to generate a determined relative sliding movement between the two components during a bending of the articulation device.
The cavity is preferably elongated in the plane of the slot, so that an initial tendency towards a condition limiting the bending movement naturally gives rise to forces tending to cause a translational movement of the first component relative to the second, the enlarged head of the connecting element being free to carry out a relative movement consecutive inside the cavity.
The elongation of the cavity can be straight. In a variant, the cavity is enlarged so as to allow movement
desired, but it is shaped and arranged so that, during bending, the first component necessarily reacts against the connecting element in order to cause the desired movement. In this variant, the cavity advantageously has an elongated curved shape. In a device intended to be used as a prosthetic knee joint, the cavity may have an elongated curved shape, its internal convex and concave surfaces being turned respectively towards the front and towards the rear of the femoral component.
The preferred embodiments provide for metal-plastic contact surfaces between the first and second components and between the enlarged head of the connecting element and the surfaces delimiting the cavity. Thus, the cavity can be formed directly in the first component, but preferably the first component and the connecting element are made of biocompatible metal, and the cavity is formed in an insert of biocompatible plastic material held captive to the inside the first component. The insertion element may have parts in the form of keys allowing it to be engaged elastically in a hollow portion complementary to the first component.
In the accompanying drawings, given by way of example:
fig. 1 is a schematic view in longitudinal section of a prosthetic knee joint device, in place, constituting a first embodiment of the invention;
fig. 2 to 4 are respectively schematic side, front and longitudinal section views of the femoral component of the articulation device shown in FIG. I;
fig. 5 is a plan view in the direction of the arrow B in FIG. 3 of the femoral component shown therein;
fig. 6 to 8 are respectively schematic side views, in longitudinal section and in plan of an element which is inserted into the femoral component used in the device according to FIGS. 1 to 5;
;
fig. 9 is a side elevational view of a connecting element forming part of the articulation device;
fig. 10 to 12 are respectively schematic side, front / rear and in longitudinal section views of the tibial component of the articulation device shown in FIG. I;
fig. 13 is a plan view from below in the direction of arrow XIII in FIG. 10 of the tibial component shown therein;
fig. 14 is a schematic sectional view of a variant of the femoral component, and
fig. 15 is a schematic longitudinal sectional view of a variant of the insertion element, used in the component of FIG. 14.
The device shown in figs. 1 to 13 is an endoprosthetic joint for the knee which comprises a femoral component 1 and a tibial component 2 fixed respectively to the femur 3 and to the tibia 4 of a patient. The two components 1 and 2 are connected by a connecting element 5, as described below.
The femoral component 1 is made of a biocompatible metal such as a chromium / cobalt / molybdenum alloy. Component I comprises an intramedullary tail 1 1 tapering towards its free end and ending at its other, wider end, by a support portion 12 forming a zone 13 of support surfaces.
Zone 13 comprises two first similar convexly curved bearing surfaces, simulating a condyle, and comprises ribs 14 connected transversely, over corresponding parts of their length, to one of their ends by a groove 15 intended to receive a ball joint. . It should be noted that the longitudinal curvature of the ribs 14 is variable, being the smallest on intermediate portions of the latter and increasing towards their ends, as can be seen in FIGS. 2 and 4. The transverse curvatures are uniform.
Component 1 has a slot 16, in the general shape of a sector and of uniform width, opening out between the ribs 14, this slot extending angularly from the inner end of the groove 15 to a point situated above the ends ribs 14. This slot ends inside the component by a larger cavity, itself constituting the inner end of a substantially cylindrical housing 17 extending outwardly through the slot. The housing 17 has a circumferential groove 18 formed around the housing, halfway along its length, and also has a longitudinal groove 19 on the side of the housing remote from the groove 15. The grooves 18 and 19 are obviously only present there. where the housing 17 enlarges the slot 16.
The housing 17 is arranged to receive an element 20 to be introduced into the femoral component.
The insertion element 20 (FIGS. 6 to 8) is made of a bicompatible plastic material such as very high molecular weight polyethylene.
This insertion element has the general shape of a hollow capsule which can be engaged in the cylindrical housing 17 by a pressure adjustment. The exterior of the insertion element 20 is complementary to the housing 17, this exterior having a circumferential key 21 coming to engage elastically in the groove 18 and a longitudinal key 22 coming to engage elastically in the groove 19 by orienting the insertion element 20 in a determined manner in the housing 17.
The insert 20 has an internal cavity 23 of generally elongated and curved shape, bounded by portions of curved inner surface 24 and 25, respectively convex and concave, facing forward and backward and adjacent and distant from the longitudinal key 22. The shape of the cavity 23 can be considered to be inscribed by a hypothetical sphere, the center of which moves along a curved trajectory 26, indicated in phantom in FIG. 7
The sphere in question must have a diameter greater than the width of the slot 16 formed in the femoral component. The cavity 23 has, in the vicinity of its lower end, a seat 27 in the form of a spherical cap facing the cavity.
The insertion element 20 also has a longitudinal slot 28 extending over part of its length from its lower end and opposite the key 22, this slot 28 cutting the cavity 23 and establishing communication between the latter and the slot 16 of the femoral component when the element 20 is introduced into the housing 17.
The connecting element 5 (fig. 9) is made of the same metal as the femoral component 1. This element 5 comprises a circular cylindrical rod 31 ending at one end by a spherical head 32 and having a relatively flat narrow 33 extending from its other end over almost its entire length. The diameter of the rod 31 is slightly less than the width of the slot 16 of the femoral component, and the diameter of the head 32 is slightly less than that of the hypothetical sphere mentioned above.
The general shapes of the dimensions of the insertion element 20 and of the connecting element 5 are such that the head 32 of the latter can be engaged by a pressure adjustment in the cavity 23 of the first, the element of insertion 20 which can then be placed in the femoral component 1 by the elastic engagement described above.
The head 32 is thus held captive in the insertion element 23, while being able to move between different positions inside the cavity, along the line 26, while the connecting element 5 can rotate around from the center of the head 32 in all these positions, the only limitations being those imposed by the opening of the slot 28 presented by the insertion element and by the slot 16 of the femoral component to the movements of the rod 31 of the connecting element.
The tibial component 2 shown in FIGS. 9 to 12 is made of the same plastic material as the insertion element 5. Component 2 comprises a tapered intramedullary tail 41 whose enlarged end ends in a bearing portion 42 forming a zone 43 of surfaces of support. This zone comprises two second similar bearing surfaces, simulating a condyle, in the form of shallow recesses 44 connected together by an intermediate rib 45. It should be noted that in longitudinal section each of the recesses 44 has a flat central portion, as shown in broken lines in FIG. 10, this portion curving upwards at the ends. The transverse curvatures of the recesses 44 are uniform and complementary to those of the ribs 14, as shown in dashed lines in FIG. he.
The tibial component 2 has a main blind hole 46 passing coaxially part of the length of the tail 41 and opening into the rib 45. The diameter of this hole is slightly greater than that of the rod 31 of the connecting element. In addition, two secondary holes 47, of much smaller diameter than the hole 46, extend respectively from each of the recesses 34 in the vicinity of the hole 46, passing through the component, to come to communicate with the hole 46 in the vicinity of its closed end.
The surgical adaptation of the articulation device requires corresponding attachments of the femoral and tibial components 1 and 2 to the femur 3 and to the tibia 4, after appropriate preparation of these bones and using bone cement, in a known manner. These fasteners will be such that the ribs 14 and the recesses 44 come to replace the corresponding condylar surfaces, the groove 15 being directed generally towards the front and the longer ends of the ribs 14 being directed generally towards the rear. The head 32 of the connecting element 30 is introduced into the insertion element 20, and the latter comes to engage elastically in the femoral components 1, as described above.
The ribs 14 and the recesses 44 are then brought into contact and, at the same time, the projecting rod 31 of the connecting element 5 is slid into the main hole 46.
These fixings and commitments must be such that, for maximum extension, the head 32 of the connecting element is located in the cavity 23 of the insertion element, its center being located towards the upper end of the line 26 , as shown in fig. 1, and the free end of the rod 31 of the connecting element being located near the bottom of the main hole 46.
A bending of the articulation device, once in place, from the extended position shown in FIG. 1 first involves a mutual rotation between the ribs 14 and the recesses 44, this with a corresponding angular movement of the rod 31 in the slot 16, and, given the variable longitudinal curvature of the ribs 14, sliding outwards of the rod 31 inside the main hole 46. These movements continue until the rod 31 abuts against the convex surface portion 24 of the cavity 23 of the insertion element 20, after which a subsequent bending causes posterior sliding of the ribs 14 along the flat portions of the recesses 44 and a corresponding movement of the head 32 through the cavity 23.
During this subsequent bending, the rod 31 continues to come out of the hole 46 but, during the terminal bending phase, the rod 31 can start to enter the hole 46, these movements being determined by the shape of the cavity 23 in the insert 20.
It should be noted that complete flexion involves a rotation of the femur - mutual tibia plus, in the terminal phase, translation towards the rear of the femur. This closely simulates the movement of a natural joint and leads to a situation in which the flexion ends at a later stage than would otherwise be the case, and this under conditions which correspond better to those of a natural joint. In other words, the range of flexion permitted by the articulation is increased compared to that permitted by known articulation devices in which this translational movement does not occur.
The extension of the device reverses the sequence of events described above, the concave profile of the cavity 23 in the insertion element 20 reacting with the head of the connection element to translate the femoral component forward. . This inversion also gives rise to an inward movement of the rod 31 in the main hole 46, so that a flexion-extension imparts a reciprocating movement of the rod in the hole.
The passage formed between the flat part 33 of the rod and the hole 46 allows synovial fluid to enter the space at the bottom of the hole 46 when the rod 31 lifts, this liquid then being pumped through the secondary holes 47 so to lubricate the bearing surfaces of the ribs 14 and of the recesses 44 when the rod 31 changes movement, these secondary holes 47 having a flow passage section larger than that of the fluid inlet passage between the rod 31 and the wall of the main hole 46.
Figs. 14 and 15 show variants of the femoral component and its insertion element, the other characteristics of the device described above remaining unchanged. We used the same benchmarks as before, but increasing them by 100.
The slot 116 of the femoral component 101 is slightly different, essentially to adapt to a modification in the arrangement of the housing 117 and of the shape of the insertion element 120. The housing 117 is less inclined towards the front, being substantially parallel to the tail 111, and the groove 119 is arranged in the vicinity of the groove 115. The cavity 123 in the insertion element 120 differs from the cavity 23 in that the element 120 is wider and is straight instead of being curved, and in that the slot 128 is shorter.
The variant is used, as in the previous joint, so that, during flexion, the femoral component 101 rotates relative to the tibial component while the connecting element slides to adapt to the variable curvature of the surfaces d support of the femoral component. However, if, during bending, natural conditions occur which cause the rotation to stop before the rod of the connecting element stops at the end of the slot 128, these conditions also cause a backward movement of the femoral component 101 on the tibial component. This latter movement is made possible by the fact that the insertion element will have rotated around the head of the connecting element, thus allowing translation of the head axially inside the hollow insertion element.
This translation can be accompanied by a sliding of the connecting element in the main hole of the tibial component in the case where the translation of the head cannot adapt to that of the femoral component.
It is clear that other variants are possible within the framework of the invention, as indicated in the introduction. For example, in the case of the embodiment described with reference to FIGS. 1 to 13, the insertion element 20 can react positively against the connection element 5, so as to cause translation in different directions during bending and extension; according to a variant, it can be arranged that only one of these reactions can take place, the other translation occurring by a natural action as with the arrangement shown in FIGS. 14 and 15.
Another possibility is to produce a common femoral component capable of receiving different forms of insertion elements, such as those shown.
Yet another possibility is to provide flat bearing surfaces for the tibial component, as in some other endoprosthetic knee joint devices, the cooperating surfaces of the femoral component having little or no transverse curvature.