BESCHREIBUNG
Die Erfindung betrifft eine osteosynthetische Knochenschraube gemäss dem Oberbegriff des Anspruchs 1.
Osteosynthetische Knochenschrauben ermöglichen die Fixierung zwischen Knochen/Knochen oder zwischen Knochen/Implantat (z. B. Knocheuplatten oder Endoprothesen).
Es sind bereits osteosynthetische Knochenschrauben mit einem Federelement, nämlich einer Spiralfeder, bekannt.
Spiralfedern können jedoch im Federbereich nur eine geringe Kraft erreichen und weisen einen langen Federweg und ein hohes Federvolumen (Volumen der Feder pro Krafteinheit) auf. Die mit solchen Spiralfedern oder ähnlichen Federelementen erzielbaren Kräfte sind derart gering, dass eine interfragmentäre Bewegung stattfindet, welche eine Resorption des Knochens bewirkt, so dass keine primäre Knochenheilung auftritt.
Die zum Stand der Technik gehörende Literatur über Federosteosynthese geht denn auch davon aus, dass eine Resorption des Knochens unvermeidlich ist und lediglich eine sekundäre Knochenheilung durch Kallusbildung erreicht wird.
Ein weiterer Nachteil der bekannten osteosynthetischen Knochenschrauben mit einer Spiralfeder liegt in deren langem Federweg begründet. Auch nach erfolgter Heilung erfolgt kein Kraftabfall, so dass beispielsweise bei einer Plattenosteosynthese in der Wiederaufbauphase der Heilung eine unerwünschte Abschirmung der Knochenbelastung erfolgt.
Schliesslich ist auch das grosse Federvolumen dieser bekannten Ausführungen nachteilig, da sehr oft die Raumverhältnisse im Wundbereich beschränkt sind.
Hier will die Erfindung Abhilfe schaffen. Die Erfindung wie sie in den Ansprüchen gekennzeichnet ist, löst die Aufgabe, eine osteosynthetische Knochenschraube mit einem Federelement zu schaffen, welche Mikro bewegungen zwischen den zu fixierenden Teilen und die dadurch bewirkte Resorption des Knochens und Lockerung der Fixation verhindert und damit eine primäre Knochenheilung ermöglicht.
Die durchgeführten Untersuchungen haben gezeigt, dass bei Verwendung der erfindungsgemässen Knochenschraube ein optimales Gleichgewicht zwischen der Stärke der Knochenschraube und der Kortikalis erreicht wird unter Ausnützung der maximalen Stärke des Knochens, so dass Mikrobewegungen vollständig verhindert werden.
Die durch die Erfindung erreichten Vorteile sind vielfältig, insbesondere besitzt die erfindungsgemässe Knochenschraube die Fähigkeit das Kriechen des Knochens bei hoher Kraft zu kompensieren (Spiralfedern können zwar das Kriechen ebenfalls kompensieren, besitzen jedoch eine zu geringe Kraft um die interfragmentäre Bewegung zu verhindern). Diese Fähigkeit ist von besonderer Bedeutung, da bereits Blümlein und Cordey nachgewiesen haben, dass das Kriechen des Knochens zu einer starken Reduktion der Axialkraft der Schraube und damit der Stabilität der Knochenfixierung führt.
Ein weiterer Vorteil besteht darin, dass die hohe Kraft während des gesamten Heilungsprozesses aufrecht erhalten werden kann.
Auch die kompakte Bauweise der erfindungsgemässen Knochenschraube und die dadurch mögliche Anwendbarkeit unter eingeschränkten räumlichen Verhältnissen sind vorteilhaft. Insbesondere ist es möglich die Knochenschraube derart zu konstruieren, dass die Höhe des Federelementes kleiner als das Vierfache des Schraubendurchmessers ist.
Für Anwendungen im kranken, osteoporotischen Knochen und ausserhalb der Kortikalis, wo man niedrigere Kräfte braucht liegt der Vorteil der erfindungsgemässen osteosynthetischen Knochenschraube in der Anwendung einer geringeren Kraft bei vollem Federweg.
Ein weiterer Vorteil ergibt sich in der Fähigkeit der erfindungsgemässen Knochenschraube Gewebereaktionen, d. h.
nicht auf Bewegungsresorption basierende Veränderungen, auch unter hoher Kraft, ausgleichen zu können, d. h. die Schraubenkraft nimmt nach erfolgter Heilung ab, so dass der Knochen wieder normal belastet wird.
Geeignete Federelemente gemäss der Erfindung sind beispielsweise Tellerfedern, vorzugsweise konischer Bauart, sogenannte Bellevillefedern, oder Kunststoffringe. Als besonders zweckmässig haben sich solche Federelemente bewährt, welche derart dimensioniert sind, dass die axiale Dehnbarkeit (Reziprokwert der Steifheit = compliance ) der gesamten osteosynthetischen Knochenschraube grösser ist, als diejenige des im Kontaktbereich des Schraubengewindes liegenden Knochens.
Idealerweise sollte das Federelement eine nicht lineare Kraft/Dehnungskurve haben, d. h. ein Plateau aufweisen, um einen schneller Ablauf, verbunden mit einem Kriechen des Knochens, zu vermeiden. Anders ausgedrückt sollte das Federelement in einem gewissen Bereich seiner Federkennlinie eine vom Federweg nahezu unabhängige Federkraft aufweisen. Da sich überraschenderweise gezeigt hat, dass die Kriechdistanzen des Knochens (Unterschied zwischen momentaner Compliance und Gleichgewichtscompliance) sehr gering sind, genügt ein Federweg von weniger als 2 mm, bzw, von weniger als 1 mm im Hauptdruckbereich (75¯100% der Kraft), dies im Gegensatz zu den Knochenschrauben gemäss dem Stand der Technik, wo zur Kompensation der Knochenresorption ein langer Federweg benötigt wird.
Zweckmässigerweise gehorcht der Halsdurchmesser B in mm der Schraube der folgenden Beziehung
EMI2.1
wobei K in Newton die erreichbare Axialkraft der Schraube im Federbereich bedeutet. Damit wird ein ideales Verhältnis zwischen höchster erreichbarer Federkraft und Halsdurchmesser der Schraube erreicht und ein optimales Gleichgewicht zwischen Schraubenstärke und Stärke des Knochens erzielt.
Eine verbesserte Erhaltung der Kraft während des Kriechvorganges kann dadurch erreicht werden, dass die axiale Compliance der gesamten osteosynthetischen Knochenschraube während der Kompression des Federelementes (3) grösser ist als 0,2 mm (für Schrauben mit einem Durchmesser kleiner als 2,5 mm) und grösser ist als 0,4 mm (für Schrauben mit einem Durchmesser grösser als 2,5 mm).
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung kann zur besseren Adaptierung der Kompressionsschraube an den Knochen ein Auflageadaptor verwendet werden, der gleichzeitig ein Herausfallen der auf die Kompressionsschraube aufgesteckten Federelemente verhindert.
Je nach Art und Anpassung des Federelementes kann die dem Federelement zugewandte Seite des Auflageadaptors flach, konvex oder konkav ausgebildet sein. Die dem Knochen zugewandte Seite des Auflageadaptors kann entsprechend der Oberflächenform des Knochens oder des Implantates flach, sphärisch oder konisch ausgebildet sein.
Der Schraubendurchmesser sollte nicht grösser als die Dicke der Kortikalis sein, um kein Ungleichgewicht in der Stärke zwischen Knochen und Schraube zu bewirken. Gegen unten ergibt sich eine Grenze von etwa 50% der Kortikalisdicke, die nicht unterschritten werden sollte.
Im folgenden wird die Erfindung anhand von lediglich einen Ausführungsweg darstellenden Zeichnung näher erläutert. Es zeigt
Figur 1 einen Längsschnitt durch eine erfindungsgemässe Kompressionsschraube mit einer Gruppe von Federelementen;
Figur 2 einen Längsschnitt durch eine erfindungsgemässe Kompressionsschraube mit zwei Gruppen von Federelementen;
Figur 3 einen Längsschnitt durch eine erfindungsgemässe Kompressionsschraube mit einem Auflageadaptor und
Figur 4 einen Längsschnitt durch die Achse des in den Fig. 1 bis 3 dargestellten Federelementes 3.
In Figur list eine Kompressionsschraube dargestellt, welche in ihrem grundsätzlichen Aufbau aus einer einen Schraubenkopf 7 und ein Gewinde 1 aufweisende Schraube 2 besteht, welche je 2 gleichsinnig orientierte Tellerfedern 3 mit einander zugewandten konkaven Seiten sowie einen Auflageadaptor 5 trägt. Die dem benachbarten Federelement 3 zugewandte Seite des Auflageadaptors 5 ist flach ausgebildet, währenddem die dem Knochen zugewandte Seite des Auflageadaptors 5 sphärisch gestaltet ist.
Figur 2 zeigt eine komplizierter gestaltete Kompressionsschraube, bei der zwei mittels eines Zwischenringes 8 voneinander getrennte Gruppen von zwei mit ihren konkaven Seiten über eine Zwischenscheibe 4 aneinanderstossende Tellerfedern 3 zu einem Gesamtsystem in axialer Richtung verbunden sind.
Die Zwischenscheibe 4 sollte einen zu den Tellerfedern vergleichbaren Durchmesser besitzen und vorzugsweise eine gegen die Peripherie zunehmende axiale Dicke aufweisen.
Der Zwischenring 8 sollte einen zu den verwendeten Tellerfedern 3 vergleichbaren Bohrungsdurchmesser d aufweisen.
In Figur 3 sind Einzelheiten eines auf die Schraube 2 aufgeschraubten Auflageadaptors 5 dargestellt.
Die zentrale Bohrung des Auflageadaptors 5 weist einen Durchmesser D auf, währenddem der Durchmesser des Innengewindes 6 des Auflageadaptors die Grösse C besitzt.
Die Schraube 2 besitzt an ihrem, ein Gewinde 1 aufweisenden Bereich einen Durchmesser der Grösse A und am Kopfbereich, der als Anschlag für die Tellerfeder 3 dient, einen Durchmesser der Grösse B.
Der Auflageadaptor 5 kann je nach Anwendung verschiedenartig gestaltet sein. Die dem Federelement 3 zugewandte Seite des Auflageadaptors (5) kann flach, konvex oder konkav ausgebildet sein, währenddem die dem Knochen zugewandte Seite des Auflageadaptors 5 flach, sphärisch oder konisch gestaltet sein kann.
Der Halsdurchmesser B der Schraube 2 sollte kleiner oder gleich gross wie der Durchmesser C des Innengewindes 6 des Auflageadaptors 5 sein und der innere Durchmesser A der Schraube 2 sollte kleiner oder gleich dem Durchmesser D des Auflageadaptors 5 sein.
Eine besondere Ausführungsform besteht darin, dass der Innendurchmesser D des Innengewindes 6 des Auflageadaptors 5 < C ist und das Innengewinde 6 mit partiellen, gegen über der Schraube 2 eine reduzierte Gewindetiefe C - D < C - A aufweisende Gewindegänge versehen ist um den Auflageadaptor 5 auf die Schraube 2 aufschrauben und sichern zu können.
Figur 4 schliesslich zeigt im Axialschnitt eine Tellerfeder 3 der Dicke t mit einem Durchmesser d seiner kleinsten Öffnung und einer axialen Höhe h. Zusätzlich weist die Tellerfeder 3 an ihrem grösseren Durchmesser eine Lippe 9 auf, die dazu dient das Durchschwingen der Tellerfeder 3 auch ohne Zwischenscheibe 4 zu ermöglichen. Das Verhältnis hit zwischen axialer Höhe h und Dicke t der als Federelement 3 dienenden konischen Tellerfeder weist einen Wert zwischen 0,25 und 1,80, vorzugsweise zwischen 0,7 und 1,4 auf.
Der Durchmesser d der Tellerfederbohrung ist zweckmässigerweise grösser als das arithmetische Mittel der Durchmesser A und C und grösser oder gleich gross wie der Halsdurchmesser B der Schraube 2.
DESCRIPTION
The invention relates to an osteosynthetic bone screw according to the preamble of claim 1.
Osteosynthetic bone screws enable fixation between bone / bone or between bone / implant (e.g. bone plates or endoprostheses).
Osteosynthetic bone screws with a spring element, namely a spiral spring, are already known.
However, coil springs can only achieve a low force in the spring area and have a long spring travel and a high spring volume (volume of the spring per unit of force). The forces that can be achieved with such spiral springs or similar spring elements are so low that an interfragmentary movement takes place, which causes resorption of the bone, so that no primary bone healing occurs.
The literature on feather osteosynthesis belonging to the prior art also assumes that resorption of the bone is inevitable and that only secondary bone healing is achieved by callus formation.
Another disadvantage of the known osteosynthetic bone screws with a spiral spring lies in their long spring travel. Even after the healing has taken place, there is no loss of strength, so that, for example, in the case of plate osteosynthesis in the reconstruction phase of the healing process, undesired shielding of the bone load takes place.
Finally, the large spring volume of these known designs is also disadvantageous since the spatial conditions in the wound area are very often very limited.
The invention seeks to remedy this. The invention as characterized in the claims solves the problem of creating an osteosynthetic bone screw with a spring element which prevents micro movements between the parts to be fixed and the resulting resorption of the bone and loosening of the fixation and thus enables primary bone healing.
The investigations carried out have shown that when the bone screw according to the invention is used, an optimal balance between the strength of the bone screw and the cortex is achieved, utilizing the maximum strength of the bone, so that micro movements are completely prevented.
The advantages achieved by the invention are manifold, in particular the bone screw according to the invention has the ability to compensate for the creep of the bone with high force (coil springs can also compensate for the creep, but have too little force to prevent interfragmentary movement). This ability is of particular importance since Blümlein and Cordey have already demonstrated that the creeping of the bone leads to a strong reduction in the axial force of the screw and thus the stability of the bone fixation.
Another advantage is that the high strength can be maintained throughout the healing process.
The compact design of the bone screw according to the invention and the consequent possible applicability under restricted spatial conditions are also advantageous. In particular, it is possible to construct the bone screw in such a way that the height of the spring element is less than four times the screw diameter.
For applications in diseased, osteoporotic bone and outside the cortex, where lower forces are required, the advantage of the osteosynthetic bone screw according to the invention lies in the use of a lower force with full spring travel.
Another advantage results from the ability of the bone screw tissue reactions according to the invention, ie. H.
to be able to compensate for changes not based on motion absorption, even under high force, d. H. the screw strength decreases after healing, so that the bone is loaded again normally.
Suitable spring elements according to the invention are, for example, disc springs, preferably conical, so-called Belleville springs, or plastic rings. Such spring elements, which are dimensioned in such a way that the axial extensibility (reciprocal of the stiffness = compliance) of the entire osteosynthetic bone screw is greater than that of the bone lying in the contact area of the screw thread, have proven particularly useful.
Ideally, the spring element should have a non-linear force / strain curve, i. H. have a plateau in order to avoid a rapid drainage associated with creeping of the bone. In other words, the spring element should have a spring force that is almost independent of the spring travel in a certain range of its spring characteristic. Since it has surprisingly been shown that the creeping distances of the bone (difference between current compliance and balance compliance) are very small, a spring travel of less than 2 mm or less than 1 mm in the main pressure range (75% to 100% of the force) is sufficient, this in contrast to the bone screws according to the prior art, where a long spring travel is required to compensate for bone resorption.
The neck diameter B in mm of the screw expediently obeys the following relationship
EMI2.1
where K in Newton means the achievable axial force of the screw in the spring area. This achieves an ideal relationship between the highest achievable spring force and the neck diameter of the screw and an optimal balance between screw strength and bone strength.
An improved maintenance of the force during the creeping process can be achieved in that the axial compliance of the entire osteosynthetic bone screw during the compression of the spring element (3) is greater than 0.2 mm (for screws with a diameter smaller than 2.5 mm) and is larger than 0.4 mm (for screws with a diameter larger than 2.5 mm).
In a further embodiment of the invention, a support adapter can be used for better adaptation of the compression screw to the bone, which at the same time prevents the spring elements which have been plugged onto the compression screw from falling out.
Depending on the type and adaptation of the spring element, the side of the support adapter facing the spring element can be flat, convex or concave. The side of the support adapter facing the bone can be flat, spherical or conical, depending on the surface shape of the bone or the implant.
The screw diameter should not be greater than the thickness of the cortex, so as not to cause an imbalance in the strength between the bone and screw. Towards the bottom there is a limit of approximately 50% of the cortical thickness, which should not be undercut.
In the following, the invention is explained in more detail with reference to a drawing that shows only one embodiment. It shows
1 shows a longitudinal section through a compression screw according to the invention with a group of spring elements;
FIG. 2 shows a longitudinal section through a compression screw according to the invention with two groups of spring elements;
3 shows a longitudinal section through a compression screw according to the invention with a support adapter and
4 shows a longitudinal section through the axis of the spring element 3 shown in FIGS. 1 to 3.
FIG. 1 shows a compression screw which, in its basic structure, consists of a screw 2 having a screw head 7 and a thread 1, each of which carries 2 diagonally oriented disc springs 3 with concave sides facing one another and a support adapter 5. The side of the support adapter 5 facing the adjacent spring element 3 is flat, while the side of the support adapter 5 facing the bone is designed spherically.
FIG. 2 shows a more complicated compression screw, in which two groups of two disc springs 3, which are separated from one another by means of an intermediate ring 8, are connected with their concave sides via an intermediate disk 4 to form a complete system in the axial direction.
The intermediate disc 4 should have a diameter comparable to that of the disc springs and preferably have an axial thickness that increases toward the periphery.
The intermediate ring 8 should have a bore diameter d comparable to the disc springs 3 used.
FIG. 3 shows details of a support adapter 5 screwed onto the screw 2.
The central bore of the support adapter 5 has a diameter D, while the diameter of the internal thread 6 of the support adapter has the size C.
The screw 2 has a diameter of size A at its area having a thread 1 and a diameter of size B at the head area, which serves as a stop for the plate spring 3.
The support adapter 5 can be designed differently depending on the application. The side of the support adapter (5) facing the spring element 3 can be flat, convex or concave, while the side of the support adapter 5 facing the bone can be designed flat, spherical or conical.
The neck diameter B of the screw 2 should be less than or equal to the diameter C of the internal thread 6 of the support adapter 5 and the inner diameter A of the screw 2 should be less than or equal to the diameter D of the support adapter 5.
A special embodiment consists in that the inner diameter D of the internal thread 6 of the support adapter 5 is <C and the internal thread 6 is provided with partial thread turns around the support adapter 5 which have a reduced thread depth C - D <C - A compared to the screw 2 to be able to unscrew and secure screw 2.
Figure 4 finally shows in axial section a disc spring 3 of thickness t with a diameter d of its smallest opening and an axial height h. In addition, the plate spring 3 has a lip 9 on its larger diameter, which serves to allow the plate spring 3 to swing through even without an intermediate washer 4. The ratio hit between the axial height h and the thickness t of the conical disc spring serving as spring element 3 has a value between 0.25 and 1.80, preferably between 0.7 and 1.4.
The diameter d of the plate spring bore is expediently larger than the arithmetic mean of the diameters A and C and larger than or equal to the neck diameter B of the screw 2.