Die Erfindung betrifft ein Oberschenkelteil für eine Hüftgelenkendoprothese, wie sie entsprechend dem Oberbegriff des Patentanspruchs 1 durch die DE-OS 2 331 728 bekanntgeworden ist.
Ein anderes bekanntes Oberschenkelteil (DE-OS 3 536 895), ein Ganzmetallteil, weist in seinem proximalen konischen mit einem Auflagekragen für den Kortikalisrand versehenen Bereich einen massiven Kern mit einer jeweils ventral und dorsal vorspringenden Rippe und ausserdem vier Axialstäbe auf. Diese Axialstäbe ragen mit dem überwiegenden Teil ihrer Axiallänge frei über den Kern hinaus distal vor. Im proximalen Bereich bildet der Kern ein Distanzteil, das die Axialstäbe proximal in einer definierten Lage halten soll, während deren frei und unabhängig voneinander distal nach unten vorragenden Stabenden sich durchbiegen können, indem die Stäbe sich infolge ihrer Elastizität an die Form des femurseitigen Markkanals anpassen können. Auf diese Weise soll eine veränderliche Übertragung der Belastung auf das Femur bei sich ändernder äusserer Hüftkraft erzielt werden.
Das bekannte Oberschenkelteil wird besonders deswegen als nachteilig empfunden, weil die axial frei vorragenden elastischen Stabenden aufgrund der ihnen zugedachten Funktion je nach Belastung ihre Relativlage zueinander und damit auch das Biegewiderstandsmoment des Metallschaftes verändern.
Trotz des an sich nur im Ansatz vorhandenen Vorteils, beim Gegenstand der DE-OS 3 536 895 den metallischen Schaft querschnitt gering zu halten (wie bei isoelastischen Oberschenkelteilen allgemein üblich), besteht ein weiterer Nachteil des bekannten Implantats in folgendem: Die frei vorragenden elastischen Stabenden sind mit Verdickungen versehen, die wegen der Elastizitätsmodul-Unterschiede zwischen Femursubstanz und Metall den proximal vorhandenen Auflagekragen des Implantats hinsichtlich der axialen Kraftkomponente entlasten und so eine nachteilige distale Kraftübertragung in physiologisch bedenklicher Höhe bewirken. Die Nachteile einer derartigen Krafteinleitung an sich sind in der Einleitung der DE-PS 3 334 058 beschrieben.
Der Querschnitt des eingangs zunächst erwähnten bekannten Oberschenkelteils (s. DE-OS 2 331 728, Fig. 3) ist etwa hantelförmig konturiert, indem er an beiden Enden eines Steges massive rundliche Verdickungen aufweist. Die äusseren Rundungen der Verdickungen sollen hierbei der Knochenkontur entsprechen. Die je dorsal und ventral von den Verdickungen und dem Steg begrenzten beiden Nuten sind einander diametral gegenüberliegend angeordnet und öffnen sich trapezflächenartig nach aussen. Die so erzielte Querschnittsgestalt des immerhin noch recht massigen Oberschenkelteils kann eine schädliche Keilwirkung auf die Knochensubstanz und zudem die erwähnte nachteilige distale Axialkraftübertragung ebenfalls nur ansatzweise vermindern.
Ausgehend von dem bekannten Oberschenkelteil gemäss der DE-OS 2 331 728, liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, ein isoelastisches Oberschenkelteil zu schaffen, welches eine physiologisch günstige Krafteinleitung gestattet und darüber hinaus einen nur geringen Verlust an Knochensubstanz während der Operation erfordert. Diese Aufgabe wurde entsprechend dem Kennzeichenteil des Patentanspruchs 1 gelöst.
Entsprechend der Erfindung sind die Nuten hinterschnitten, so dass die nutenfreien Bereiche grossflächige Schalenelemente bilden können, deren Aussenflächen sich möglichst satt an die Innenmantelfläche der Kortikalis bzw. an etwa noch vorhandene Spongiosa anschmiegen können. Hierdurch ist die Voraussetzung zu einer grossflächigen Anlage gegeben, so dass die als Bestandteil der eingeleiteten Hüftkraft zu übertragenden Radialkräfte grossflächig, d.h. mit geringer Flächenpressung, auf das Femur übertragen werden können. Zudem ist es erfindungsgemäss wichtig, dass der gesamte Schaftquerschnitt, also auch der Stegquerschnitt, zum distalen Ende hin bis zu einem fertigungsbedingten Minimalquerschnitt kontinuierlich abnimmt, wobei der Steg am distalen Ende eine Schneide bildet. Hierdurch wird zunächst ein physiologisch günstiger von proximal nach distal abnehmender Biegewiderstand geschaffen.
Bei der Implantation des erfindungsgemässen Oberschenkelteils braucht daher nur der proximale trochantäre Innenraum des Femurs geräumt zu werden, während der Markraum des distalen Femurbereichs erhalten bleibt. Das erfindungsgemässe Oberschenkelteil kann also in den unveränderten distalen Markraum eingesenkt werden, wobei eine Traumatisierung weitestgehend dadurch ausgeschlossen ist, dass die gegeneinander weisenden, sich axial erstreckenden Schmalflächen benachbarter Schalenelemente (nutfreie Bereiche) jeweils eine geräumige Umfangslücke zur Aufnahme von Knochenmark und Spongiosa zwischen sich freilassen.
Kern und Schalenelemente bilden also räumlich grosszügig bemessene Längskanäle, die in Verbindung mit den Umfangslücken zwischen den Schmalflächen der Schalenelemente dafür sorgen, dass die Anbindung des Knochenmarks (Medulla) und ggf. der Spongiosa an die Kortikalis in grossen Bereichen erhalten bleibt. Bei Verwendung des erfindungsgemässen Oberschenkelteils bleibt also das medulläre Volumen (Knochenmarkvolumen) vaskularisiert (durchblutet).
Hinzu kommt, dass die zunehmende Querschnittsverringerung des vorzugsweise aus Metall bestehenden Schaftes von proximal nach distal besonders in Verbindung mit der distal vorgesehenen Schneide eine distale Einleitung der axialen Hüftkraft-Komponente bis auf ein tolerierbares Mindestmass reduziert.
Weiterhin sieht die Erfindung vor, dass jeweils eine hinterschnittene Nut der Einschubbefestigung von gesonderten Backenbauteilen dient. Die Mantelfläche eines solchen Backenbauteils ist jeweils sowohl in Axialrichtung als auch in Umfangsrichtung in Anpassung an einen hinterschnittenen proximalen femoralen (d.h. trochantären) Hohlraum gewölbt. Zur Einschubbefestigung weist jedes Backenbauteil einen federartigen Ansatz auf. Diese Erfindungsmerkmale gestatten den Vorteil, dass vor einer Implantierung, mit welcher zunächst eine Entfernung der natürlichen Gelenkkugel und ein stirnseitiger Anschnitt des trochantären Femurbereichs einhergehen, der operativ bedingte Knochensubstanzverlust auf ein Mindestmass beschränkt werden kann.
Während bei allen bislang bekannten Oberschenkelteilen der trochantäre Femurbereich so weit angeschnitten werden musste, dass alle Hinterschneidungsräume entfielen, um ein ungehindertes axiales Einsetzen und ggf. Einzementieren des Implantats zu ermöglichen, gestattet die Erfindung folgende Operationsweise: Das Femur wird proximal stirnseitig nur so weit wie eben nötig angeschnitten. In die von Knochenmark und Spongiosa befreiten trochantären hinterschnittenen Hohlräume werden sodann die beiden Backenbauteile eingesetzt. Anschliessend werden die beiden gegenüberliegenden schaftseitigen hinterschnittenen Nuten über die federartigen Ansätze der Einschiebeteile geschoben und der Schaft sodann bis zu seiner vorbestimmten Tiefe in das Femur abgesenkt. Durch den Nutverlauf oder durch gesonderte Mittel werden die beiden backenartigen Einbauteile bzw.
Einschiebeteile in ihrer Endlage bis zu einer glatten Anlage an die Innenfläche der Kortikalis verspannt. Die Backenbauteile bewirken zugleich eine rotatorische Stabilität im proximalen Bereich des Oberschenkelteils.
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung wird die Kraftübertragung vom Oberschenkelteil auf das Femur besonderen physiologischen Bedürfnissen entsprechend noch zusätzlich dadurch verbessert, dass der Schaftquerschnitt, beginnend am proximalen Schaftbereich, über den distalen Schaftbereich hinweg um die Längsmittelachse des Schaftes herum, einer Schraubenlinie folgend, verdreht ist.
Die Erfindung ist davon ausgegangen, dass bei der Belastung einer Hüftendoprothese nicht nur die statische Hüftkraft eine Rolle spielt. Vielmehr ist auch beim Beugen und beim Gehen, insbesondere auf ansteigenden Flächen, wie auch z.B. beim Treppensteigen, eine räumliche Kraftkomponente vorhanden. Hierbei tritt ausser einer Torsion um die Längsachse der Hüftendoprothese im distalen Implantatbereich eine Ausweichbewegung in ventraler Richtung, d.h. nach vorn, auf. Während die Axialkräfte und die Torsionskräfte durch den flach und zugleich konisch gestalteten proximalen Bereich der Endoprothese sicher auf das Femur übertragen werden, gestatten die grossflächigen Schalenelemente eine vorzügliche laterale Kraftabstützung.
Der erfindungsgemässe vorbeschriebene Drall bzw. die in Axialrichtung von proximal nach distal erfolgte Drehung des Querschnittes entlang einer Schraubenlinie verlagert demnach die grossflächigen äusseren Anlagebereiche der Schalenelemente derart, dass diese zugleich in vortrefflicher Weise eine resultierende Stützkraft übertragen können, welche sich aus lateralen und ventralen Komponenten zusammensetzt.
Der Drehsinn der vorerwähnten Schraubenlinie ist hierbei nach rechter und linker Hüfte unterschiedlich. Bei einer rechten Hüftendoprothese dreht sich die Schraubenlinie, von oben her bzw. von proximal nach distal betrachtet, nach links bzw. entgegen dem Uhrzeigersinn, bei einer linken Hüftendoprothese nach rechts bzw. im Uhrzeigersinn.
Zweckmässig folgt die Schraubenlinie einem gleichbleibenden Steigungswinkel. Hierbei kann die Schraubenlinie sich insgesamt über eine Steigung von unter bzw. etwa 45 DEG oder auch darüber hinaus bis zu einer Steigung von 90 DEG erstrecken. Der gesamte Steigungswinkel ist hierbei wiederum physiologisch bedingt und muss den Anwendungsfällen entsprechend individuell bestimmt werden.
Zwecks weiterer Verbesserung sieht die Erfindung ausserdem vor, die lichte Nutweite um ein geringes Einbauspiel von distal nach proximal abnehmenzulassen. Dies hat den Vorteil, dass beim Einführen der Führungsansätze der Backenbauteile zunächst eine leichte Relativbewegung zwischen den Nutflächen und den Führungsansätzen erfolgen kann, während im proximalen Bereich ein gewünschter selbsthemmender fester Sitz zwischen den Führungsansätzen und den Nutflächen eintritt.
Weitere Vorteile entsprechend der Erfindung ergeben sich aus den abhängigen Ansprüchen.
In den Zeichnungen ist ein bevorzugtes Ausführungsbeispiel entsprechend der Erfindung näher dargestellt; es zeigen,
Fig. 1 eine Seitenansicht eines Oberschenkelteils,
Fig. 2, 3 und 4 Querschnitte durch das Oberschenkelteil gemäss Fig. 1 entsprechend den dort vorgesehenen Schnittlinien II-II, III-III und IV-IV,
Fig. 4a einen abgeänderten Querschnitt in Anlehnung an die Darstellung gemäss Fig. 4,
Fig. 5 die Ausführungsform gemäss Fig. 1, jedoch ergänzt durch ein ventrales Einschiebeteil,
Fig. 6 einen Radialschnitt entsprechend der Schnittlinie VI-VI in Fig. 5,
Fig. 7 einen Vertikalschnitt entsprechend der Schnittlinie VII-VII in Fig. 5,
Fig. 8 die Seitenansicht einer weiteren Ausführungsform, ansonsten etwa in Anlehnung an die Darstellung gemäss Fig. 1,
Fig.
9 eine Ansicht auf die vordere (ventrale) Seite eines Oberschenkelteils einer rechten Hüfte und
Fig. 10-13 verschiedene Querschnitte analog zu den Schnittlinien X-X, XI-XI, XII-XII und XIII-XIII in Fig. 9.
In den Zeichnungen ist das Oberschenkelteil einer Hüftgelenkendoprothese insgesamt mit der Bezugsziffer 10 bezeichnet.
Das Oberschenkelteil 10 besteht aus einem insgesamt mit 11 bezeichneten Metallschaft, welcher einen proximalen konischen Bereich 12 und einen distalen Bereich 13 aufweist. Proximal entsprechend dem physiologischen Schenkelhalswinkel angesetzt, ist ein Implantathals 14, auf welchem eine nicht dargestellte Gelenkkugel zu befestigen ist. Metallschaft 11 und Implantathals 14 bestehen insgesamt aus einem stoffschlüssig zusammenhängenden Metallteil, beispielsweise aus einem Schmiedeteil aus Titan oder aus einem geeigneten Implantatstahl.
Die Besonderheiten des in Fig. 1 gezeigten Oberschenkelteils werden bei Betrachtung der Querschnitte gemäss den Fig. 2, 3 und 4 deutlich:
Hierbei fällt zunächst auf, dass ein Radialsteg 15 zwei Schalenelemente (nutfreie Bereiche) 16, 17 stoffschlüssig miteinander verbindet.
Die metallischen Querschnitte sowohl der Schalenelemente 16, 17 als auch des Radialsteges 15 nehmen von proximal (Fig. 2) bis zum äussersten distalen Ende (Fig. 4) ab. Diese Querschnittsverminderung ist derart, dass das distale Ende des Schaftes 11 nach Art einer Schneide 18 ausgebildet ist. Zwischen den Aussenflächen 19, 19 des Radialsteges 15 und den Innenflächen 20, 21 der Schalenelemente 16, 17 sind eine ventrale (vordere) hinterschnittene Nut 22 sowie eine dorsale (hintere) hinterschnittene Nut 23 gebildet.
Bei Vergleich der Querschnitte untereinander gemäss den Fig. 2-4 fällt auch auf, dass die zwischen den Schalenelementen 16, 17 gemessene Stegbreite b von proximal (Fig. 2) nach distal (Fig. 4) unverändert ist. Die Nuten 22, 23 sind demnach so beschaffen, dass sämtliche Nutquerschnitte über die gesamte axiale Schaftlänge von proximal nach distal im wesentlichen kongruent sind; lediglich am äusseren Ende des distalen Schaftbereichs 13, also in der Nähe der Schneide 18, können die Schalenelemente 16, 17 bis auf ein Mindestmass verschmälert sein.
Die Schalenelemente 16, 17 sind derart gestaltet, dass diese über den distalen Schaftbereich 13 an den Verlauf der Innenmantelfläche der Kortikalis eines nicht dargestellten Femurs angepasste äussere konvexe Anlagefläche 24, 25 bilden. Hierbei lassen die gegeneinanderweisenden, sich axial ersteckenden Schmalflächen 26, 27 der benachbarten Schalenelemente 16, 17 jeweils eine Lücke L zwischen sich frei. Jede Lücke L, geschaffen durch die Nuten 22, 23, dient der Aufnahme von Knochenmark (Medulla) und Spongiosa im distalen Bereich des Femurs. Es ist daher vorstellbar, dass Medulla und Spongiosa im Bereich der Lücken L beim Einsetzen (Eintreiben) des distalen Schaftendes 13 in den Innenquerschnitt des Femurs nur unwesentlich gestört werden, d.h. also, dass Medulla uns Spongiosa jedenfalls ihre vaskuläre Anbindung an die Kortikalis nicht verlieren.
In Anlehnung an Fig. 4 stellt ein alternativer Querschnitt gemäss Fig. 4a kreuz- bzw. sternförmig angeordnete Radialstege 15 mit diesbezüglichen Schalenelementen 16, 17, 16a, 17a dar. Auch hier bilden die Schalenelemente 16, 17, 16a, 17a zwischen sich Lücken bzw. Nuten L zur Aufnahme von Medulla und Spongiosa.
Aus den Fig. 2-4 wird auch deutlich, dass die Dicke d des Steges 15 von proximal nach distal abnimmt.
Beide hinterschnittenen Nuten 22, 23 liegen einander diametral gegenüber. Jede Nut 22, 23 bildet eine in Axialrichtung offene Einschiebeöffnung A für den federartigen Ansatz 30 eines ventralen Backenbauteils 28 bzw. eines dorsalen Backenbauteils 29. Da der lichte Querschnitt der hinterschnittenen Nuten 22, 23 trotz Querschnittsverminderung der Schalenelemente 16, 17 und des Steges 15 von proximal nach distal konstant bleibt, können auf diese Weise schwalbenschwanzförmig hinterschnittenen Nuten 22, 23 von distal nach proximal formschlüssig über die Ansätze 30 hinweggeschoben werden. Hierbei wandern die Backenbauteile 28, 29 wegen der von distal nach proximal zunehmenden Dicke d des Steges 15 radial (d.h. ventral und dorsal) nach aussen.
Die Relativ bewegung beim Einschieben zwischen dem Metallschaft 11 und den Backenbauteilen 28, 29 endet dann, wenn die konvex gewölbten oberen Anschlagflächen 31, 32 (Fig. 7) gegen die konkav gewölbten nutseitigen Anschlagflächen 33 (Fig. 1) stossen. Hierbei wird eine Endlage erreicht, wie sie aus den Fig. 5-7 zu ersehen ist.
Durch die Querschnittsverminderung des Schaftes 11 (insbesondere des Bereichs 13) ergibt sich eine von proximal nach distal abnehmende Steifigkeit, welche die physiologische Biegefähigkeit des Femurs erhält.
Die äussere Mantelfläche M eines jeden Backenbauteils 28, 29 ist sowohl in der Querschnittskontur (s. Fig. 6) als auch in der Längschnittkontur (Fig. 7) gewölbt, so dass die Backenbauteile 28, 29 in hinterschnittenen trochantären Aushöhlungen, an deren konkav gewölbten Verlauf angepasst, des nicht dargestellten Femurs aufgenommen sein können.
Operativ geschieht dies so, dass zunächst die Backenbauteile 28, 29 in den durch Ausräumen von Spongiosa entstandenen ventralen und dorsalen Hohlräumen des trochantären Femurbereichs eingesetzt werden, welcher proximal lediglich mit einem Mindestmass abgeschnitten ist. Nachdem dies geschehen ist, wird der Metallschaft 11 des Oberschenkelteils 10 von oben (proximal) mit seinen hinterschnittenen Nuten 22, 23 über die Ansätze 30 geschoben; mit fortschreitendem Einsenken des Bauteils 10 bis zur Anlage der einschiebteilseitigen Anschlagflächen 31, 32 an den nutseitigen Anschlagflächen 33, 33 ergibt sich infolge der zunehmenden Dicke d des Steges 15 (von distal nach proximal) eine satt verspannte Anlage der Backenbauteile 28, 29 an der kortikalen Innenfläche.
Hieraus wird deutlich, dass das Oberschenkelteil 10 zementlos eingesetzt werden kann und unmittelbar nach der Operation in der Lage ist, wegen der satt verspannten Anlage der Backenbauteile 28, 29 an der Kortikalis sogleich voll zu tragen, d.h. sowohl Axialkräfte und Torsionsmomente überzuleiten.
Zur Erzielung eines wirksamen biologischen Verbundes der Mantelflächen M der Backenbauteile 28, 29 mit der Kortikalis hat es sich als zweckmässig erwiesen, dass diese Teile in abwechselnder Aufeinanderfolge vorgesehene, sich axial erstreckende Nuten 34 und Rippen 35 aufweisen. Eine gute Überleitung des Axialanteils der Hüftkraft vom Implantat auf das Femur wird dadurch erzielt, dass jedes Backenbauteil 28, 29 von proximal nach distal abestuft (bei 36, 37; Fig. 7) querschnittsvermindert ist.
Jedes Backenbauteil 28, 29 besteht aus einem geeigneten Kunststoff, beispielsweise aus einem körperverträglichen Polyacetal oder aus Polyäthylen und bildet insbesondere ein Kunststoffspritzgussteil. Anstelle von Kunststoff sind auch ggf. Werkstoff wie Schwammetall (also Sintermetall), Hydroxylapatit, bearbeitbare Keramik oder dgl., einsetzbar.
Es hat sich zudem als zweckmässig erwiesen, jedes Kunststoffspritzgussteil 27, 28 mit einer im Werkzeug umspritzten Metallarmierung 38 (aus Titanblech z.B.) zu versehen, welche auch die äusseren Führungsflächen 39 jedes federartigen Ansatzes 30 bilden können.
Aus den Fig. 1 und 7 geht jeweils eine mit Innengewinde 40 versehene Eingriffsöffnung 41 hervor, in welche ein Werkzeug einschraubbar ist, welches dem Eintreiben und ggf. dem intraoperativen Herausziehen des Oberschenkelteils 10 dient.
Es bleibt noch zu erwähnen, dass im proximalen Bereich des Metallschaftes 11 die Schalenelemente 16, 17 mit Fortsätzen 42, 43 zur Anlage und zusätzlichen Arretierung der Körper 28, 29 versehen sind. Der laterale Fortsatz 42 ist hierbei nach Art einer schmalseitig konvex gerundeten Rippe ausgebildet, während der mediale Fortsatz 43 im Querschnitt etwa hammerförmig ausgebildet ist und zudem eine konvex gewölbte mediale Anlagefläche 44 zur Anlage an der nicht dargstellten trochantären Kortikalisinnenfläche aufweist.
Anhand von Fig. 8 soll lediglich gezeigt werden, dass der Metallschaft 11 auch entsprechend einer physiologischen Krümmung, verdeutlicht durch den Winkel alpha , verlaufen kann.
Ansonsten bleibt noch nachzutragen, dass die zunehmende Querschnittverringerung des Metallschaftes 11 in Verbindung mit der distalen Schaftschneide 18 eine distale Einleitung des axialen Hüftkraftanteils auf ein geringes tolerierbares Mass reduziert, während Axial- und Drehkräfte im proximalen Konusbereich 12 und die radialen Komponenten der Hüftkraft grossflächig über die Schalenaussenflächen 24, 25 auf das Femur übertragen werden.
Im Zusammenhang der Fig. 9-13 wird deutlich, dass der Schaftquerschnitt, beginnend am proximalen Schaftbereich 12, über den distalen Schaftbereich 13 hinweg um die Längs mittelachse x des Schaftes 11 herum, einer gleichbleibend steigenden Schraubenlinie folgend, verdreht ist. Und zwar beträgt die gesamte Steigung 45 DEG , wie aus dem Zusammenhang der Fig. 10-13 zu ersehen ist. Auf diese Weise ist die distale Fläche 24 wegen der Umfangsdrehung im distalen Bereich des Oberschenkelteils 10 zu einem grossen Teil nach vorn, d.h. nach ventral, gelangt. Auf diese Weise bildet die Fläche 24 dort eine im Sinne der obigen Ausführungen angestrebte ventrale Stützfläche zur femurseitigen Knochen-Innenwandung, während die selbstverständlich ebenfalls umfangsverdrehte Anlagefläche 25 die dorsale Gegenstützfläche an der femurseitigen Knochen-Innenwandung darstellt.
Beim gezeigten Ausführungsbeispiel eines Implantats für eine rechte Hüfte erfahren die Querschnitte, von oben her betrachtet, eine kontinuierliche Drehung nach links (entgegen dem Uhrzeigersinn), während bei einem analogen linken Oberschenkelteil die Querschnitte nach rechts, d.h. im Uhrzeigersinne, verdreht sind.
Bei Vergleich der Querschnitte untereinander gemäss den Fig. 10-13 fällt ebenfalls auf, dass die zwischen den Schalenelementen 16, 17 gemessene Stegbreite b von proximal (Fig. 10) nach distal (Fig. 13) im wesentlichen unverändert ist. Dieses gilt unabhängig davon, dass die lichte Weite der Nuten 22, 23 nur im Rahmen eines Einbauspiels von distal nach proximal abnimmt. Hierdurch soll das Einsetzen der Backenbauteile 28 mit ihren Führungsansätzen 30 distal erleichtert und zugleich deren fester Sitz im proximalen Bereich 12 erzielt werden.
The invention relates to a thigh part for a hip joint endoprosthesis, as has become known according to the preamble of claim 1 by DE-OS 2 331 728.
Another known thigh part (DE-OS 3 536 895), an all-metal part, has in its proximal conical area provided with a support collar for the cortex edge a solid core with a ventrally and dorsally projecting rib and also four axial bars. The majority of these axial rods project freely distally beyond the core. In the proximal area, the core forms a spacer that is intended to hold the axial rods proximally in a defined position, while their rod ends projecting freely and independently distally downwards can bend, because the rods can adapt to the shape of the medullary canal due to their elasticity . In this way, a variable transmission of the load on the femur should be achieved with changing external hip force.
The known thigh part is perceived as disadvantageous in particular because the axially freely projecting elastic rod ends change their relative position to one another and thus also the bending resistance moment of the metal shaft due to the function intended for them, depending on the load.
Despite the inherent advantage of keeping the metallic shaft cross-section small in the subject of DE-OS 3 536 895 (as is generally the case with isoelastic thigh parts), there is a further disadvantage of the known implant in the following: the freely projecting elastic rod ends are provided with thickenings, which relieve the proximal existing support collar of the implant with regard to the axial force component due to the differences in the modulus of elasticity between the femoral substance and metal and thus cause a disadvantageous distal force transmission at a physiologically questionable height. The disadvantages of such a force application per se are described in the introduction of DE-PS 3 334 058.
The cross section of the known thigh part initially mentioned at the beginning (see DE-OS 2 331 728, FIG. 3) is contoured approximately in the shape of a dumbbell in that it has massive rounded thickenings at both ends of a web. The outer curves of the thickening should correspond to the bone contour. The two grooves, each dorsally and ventrally delimited by the thickenings and the web, are arranged diametrically opposite one another and open outwards like a trapezoidal surface. The cross-sectional shape of the thigh part, which is still quite massive in this way, can also only partially reduce a harmful wedge effect on the bone substance and also the aforementioned disadvantageous distal axial force transmission.
Starting from the known thigh part according to DE-OS 2 331 728, the object of the invention is to create an isoelastic thigh part which allows a physiologically favorable application of force and moreover requires only a small loss of bone substance during the operation. This object has been achieved in accordance with the characterizing part of patent claim 1.
According to the invention, the grooves are undercut so that the groove-free areas can form large-area shell elements, the outer surfaces of which can nestle as snugly as possible against the inner lateral surface of the cortex or against any existing cancellous bone. This provides the prerequisite for a large-area system, so that the radial forces to be transmitted as part of the hip force introduced are large-scale, i.e. with low surface pressure, can be transferred to the femur. In addition, it is important according to the invention that the entire shaft cross section, that is to say also the web cross section, continuously decreases towards the distal end up to a production-related minimum cross section, the web forming a cutting edge at the distal end. This initially creates a physiologically favorable bending resistance that decreases from proximal to distal.
When the thigh part according to the invention is implanted, only the proximal trochanteric interior of the femur needs to be cleared, while the medullary space of the distal femur region is retained. The thigh part according to the invention can thus be sunk into the unchanged distal medullary cavity, with traumatization being largely prevented by the axially extending narrow surfaces of adjacent shell elements (groove-free areas) facing each other leaving a spacious circumferential gap between them for receiving bone marrow and cancellous bone.
The core and shell elements thus form generously dimensioned longitudinal channels, which, in conjunction with the circumferential gaps between the narrow surfaces of the shell elements, ensure that the connection of the bone marrow (medulla) and, if necessary, the cancellous bone to the cortex is maintained in large areas. When using the thigh part according to the invention, the medullary volume (bone marrow volume) thus remains vascularized (with blood supply).
In addition, the increasing cross-sectional reduction of the shaft, which is preferably made of metal, from proximal to distal, especially in connection with the distal cutting edge, reduces distal introduction of the axial hip force component to a tolerable minimum dimension.
Furthermore, the invention provides that an undercut groove is used for the insertion of separate jaw components. The lateral surface of such a jaw component is curved both in the axial direction and in the circumferential direction in adaptation to an undercut proximal femoral (i.e. trochanteric) cavity. Each jaw component has a spring-like attachment for insertion. These features of the invention allow the advantage that before an implantation, which is initially accompanied by a removal of the natural joint ball and a frontal incision of the trochanteric femoral area, the loss of bone substance caused by surgery can be limited to a minimum.
While in all previously known thigh parts, the trochanteric femur area had to be cut so far that all undercut spaces were omitted in order to enable unimpeded axial insertion and, if necessary, cementing in of the implant, the invention allows the following operation: The femur is only proximally proximal on the front face cut necessary. The two jaw components are then inserted into the trochanteric undercut cavities freed from bone marrow and cancellous bone. The two opposite undercut grooves on the shaft side are then pushed over the tongue-like projections of the insertion parts and the shaft is then lowered into the femur to its predetermined depth. The two jaw-like installation parts or
Push-in parts in their end position clamped up to a smooth contact on the inner surface of the cortex. The jaw components also provide rotational stability in the proximal area of the thigh part.
In a further embodiment of the invention, the transmission of force from the thigh part to the femur is additionally improved in accordance with special physiological needs in that the shaft cross-section, beginning at the proximal shaft region, is twisted over the distal shaft region around the longitudinal central axis of the shaft, following a helix.
The invention is based on the fact that not only the static hip force plays a role in loading a hip endoprosthesis. Rather, when bending and walking, especially on rising surfaces, such as e.g. when climbing stairs, a spatial force component is present. In addition to torsion around the longitudinal axis of the hip endoprosthesis, there is an evasive movement in the ventral direction, i.e. forward, on. While the axial and torsional forces are safely transmitted to the femur through the flat and conical proximal area of the endoprosthesis, the large-area shell elements allow excellent lateral force support.
The swirl according to the invention described above, or the rotation of the cross section along a helix in the axial direction from proximal to distal, accordingly shifts the large-area outer contact areas of the shell elements in such a way that they can also excellently transmit a resulting supporting force which is composed of lateral and ventral components .
The direction of rotation of the above-mentioned screw line is different to the right and left hip. With a right hip endoprosthesis, the screw line, viewed from above or from proximal to distal, turns to the left or counterclockwise, with a left hip endoprosthesis to the right or clockwise.
The helix expediently follows a constant pitch angle. Here, the helical line can extend over an incline of less than or around 45 ° or even beyond it up to an incline of 90 °. The entire pitch angle is in turn physiological and must be determined individually according to the application.
For the purpose of further improvement, the invention also provides for the clear groove width to be reduced by a small amount of installation clearance from distal to proximal. This has the advantage that when the guide lugs of the jaw components are inserted, a slight relative movement can initially take place between the groove surfaces and the guide lugs, while in the proximal region a desired self-locking firm fit occurs between the guide lugs and the groove surfaces.
Further advantages according to the invention result from the dependent claims.
In the drawings, a preferred embodiment according to the invention is shown in more detail; show it,
1 is a side view of a thigh part,
2, 3 and 4 cross sections through the thigh part according to FIG. 1 according to the section lines II-II, III-III and IV-IV provided there,
4a shows a modified cross section based on the representation according to FIG. 4,
5 shows the embodiment according to FIG. 1, but supplemented by a ventral insertion part,
6 is a radial section along the section line VI-VI in Fig. 5,
7 is a vertical section along the section line VII-VII in Fig. 5,
8 shows the side view of a further embodiment, otherwise roughly based on the representation according to FIG. 1,
Fig.
9 is a view of the front (ventral) side of a thigh part of a right hip and
10-13 different cross sections analogous to the section lines X-X, XI-XI, XII-XII and XIII-XIII in FIG. 9.
In the drawings, the thigh part of a hip joint endoprosthesis is generally designated by the reference number 10.
The thigh part 10 consists of a metal shaft, generally designated 11, which has a proximal conical region 12 and a distal region 13. An implant neck 14, on which a joint ball (not shown) is to be fastened, is placed proximally according to the physiological angle of the femoral neck. Metal shaft 11 and implant neck 14 consist overall of a cohesive metal part, for example a forged part made of titanium or a suitable implant steel.
The special features of the thigh part shown in FIG. 1 become clear when considering the cross sections according to FIGS. 2, 3 and 4:
The first thing you notice is that a radial web 15 integrally connects two shell elements (groove-free areas) 16, 17 to one another.
The metallic cross sections of both the shell elements 16, 17 and the radial web 15 decrease from proximal (FIG. 2) to the outermost distal end (FIG. 4). This reduction in cross section is such that the distal end of the shaft 11 is designed in the manner of a cutting edge 18. A ventral (front) undercut groove 22 and a dorsal (rear) undercut groove 23 are formed between the outer surfaces 19, 19 of the radial web 15 and the inner surfaces 20, 21 of the shell elements 16, 17.
When comparing the cross sections with one another according to FIGS. 2-4, it is also noticeable that the web width b measured between the shell elements 16, 17 is unchanged from proximal (FIG. 2) to distal (FIG. 4). The grooves 22, 23 are accordingly designed such that all groove cross sections are essentially congruent over the entire axial shaft length from proximal to distal; only at the outer end of the distal shaft region 13, that is to say in the vicinity of the cutting edge 18, can the shell elements 16, 17 be narrowed to a minimum.
The shell elements 16, 17 are designed in such a way that they form, via the distal shaft region 13, outer convex contact surfaces 24, 25 which are adapted to the course of the inner lateral surface of the cortex of a femur, not shown. Here, the opposing, axially extending narrow surfaces 26, 27 of the adjacent shell elements 16, 17 each leave a gap L between them. Each gap L, created by the grooves 22, 23, serves to accommodate the bone marrow (medulla) and cancellous bone in the distal area of the femur. It is therefore conceivable that the medulla and cancellous bone in the area of the gaps L are only insignificantly disturbed when inserting (driving in) the distal shaft end 13 into the inner cross section of the femur, i.e. So that medulla and cancellous bone do not lose their vascular connection to the cortex.
4, an alternative cross section according to FIG. 4a shows radial webs 15 arranged in a cross or star shape with relevant shell elements 16, 17, 16a, 17a. Here too, the shell elements 16, 17, 16a, 17a form gaps or gaps between them Grooves L for receiving medulla and cancellous bone.
2-4 also shows that the thickness d of the web 15 decreases from proximal to distal.
Both undercut grooves 22, 23 lie diametrically opposite one another. Each groove 22, 23 forms an insertion opening A, which is open in the axial direction, for the spring-like extension 30 of a ventral jaw component 28 or a dorsal jaw component 29. Since the clear cross section of the undercut grooves 22, 23 despite a reduction in cross section of the shell elements 16, 17 and the web 15 of remains constant proximally to distal, it is possible in this way to slide dovetail-shaped undercuts 22, 23 over the shoulders 30 in a form-fitting manner from distal to proximal. Here, the jaw components 28, 29 move radially (i.e., ventrally and dorsally) outwards because of the increasing thickness d of the web 15 from distal to proximal.
The relative movement when inserted between the metal shaft 11 and the jaw components 28, 29 ends when the convexly curved upper stop surfaces 31, 32 (FIG. 7) abut the concave curved nut-side stop surfaces 33 (FIG. 1). Here, an end position is reached, as can be seen from FIGS. 5-7.
The reduction in cross-section of the shaft 11 (in particular the region 13) results in a stiffness which decreases from proximal to distal and which maintains the physiological flexibility of the femur.
The outer circumferential surface M of each jaw component 28, 29 is curved both in the cross-sectional contour (see FIG. 6) and in the longitudinal section contour (FIG. 7), so that the jaw components 28, 29 are in undercut trochanteric hollows, the concave of which is curved Adapted course, the femur, not shown, can be included.
Surgically, this is done by first inserting the cheek components 28, 29 into the ventral and dorsal cavities of the trochanteric femoral area, which are created by clearing out cancellous bone and which are cut off proximally with only a minimum dimension. After this has been done, the metal shaft 11 of the thigh part 10 is pushed from above (proximally) with its undercut grooves 22, 23 over the shoulders 30; With progressive sinking of the component 10 until the abutment-side abutment surfaces 31, 32 abut against the nut-side abutment surfaces 33, 33, the increasing thickness d of the web 15 (from distal to proximal) results in a tightly braced abutment of the jaw components 28, 29 on the cortical Inner surface.
From this it is clear that the thigh part 10 can be used without cement and is able immediately after the operation to fully support the cortical bone immediately because of the tight tension of the cheek components 28, 29, i.e. to transfer both axial forces and torsional moments.
In order to achieve an effective biological bond between the lateral surfaces M of the jaw components 28, 29 with the cortex, it has proven expedient for these parts to have axially extending grooves 34 and ribs 35 which are provided in alternating succession. A good transfer of the axial component of the hip force from the implant to the femur is achieved in that each jaw component 28, 29 is graded from proximal to distal (at 36, 37; FIG. 7) with a reduced cross section.
Each jaw component 28, 29 consists of a suitable plastic, for example of a body-compatible polyacetal or of polyethylene, and in particular forms a plastic injection molded part. Instead of plastic, material such as sponge metal (i.e. sintered metal), hydroxyapatite, machinable ceramic or the like may also be used.
It has also proven to be expedient to provide each plastic injection molded part 27, 28 with a metal reinforcement 38 (made of titanium sheet, for example) which is overmolded in the mold and which can also form the outer guide surfaces 39 of each spring-like extension 30.
1 and 7 each show an engagement opening 41 provided with an internal thread 40, into which a tool can be screwed which serves to drive in and, if necessary, to pull the thigh part 10 out intraoperatively.
It remains to be mentioned that in the proximal area of the metal shaft 11, the shell elements 16, 17 are provided with extensions 42, 43 for engaging and additionally locking the bodies 28, 29. The lateral extension 42 is designed in the manner of a rib that is convexly rounded on the narrow side, while the medial extension 43 is approximately hammer-shaped in cross section and also has a convexly curved medial contact surface 44 for contacting the trochanteric cortex inner surface, not shown.
8 is only intended to show that the metal shaft 11 can also run in accordance with a physiological curvature, illustrated by the angle alpha.
Otherwise it remains to be added that the increasing reduction in cross-section of the metal shaft 11 in connection with the distal shaft cutting edge 18 reduces a distal introduction of the axial hip force component to a small tolerable amount, while axial and rotational forces in the proximal cone area 12 and the radial components of the hip force over a large area Shell outer surfaces 24, 25 are transferred to the femur.
In the context of FIGS. 9-13 it is clear that the shaft cross-section, beginning at the proximal shaft region 12, is twisted over the distal shaft region 13 around the longitudinal central axis x of the shaft 11, following a constantly increasing helix. The total gradient is 45 °, as can be seen from the context in FIGS. 10-13. In this way, due to the circumferential rotation in the distal region of the thigh part 10, the distal surface 24 is largely forward, i.e. to ventral. In this way, the surface 24 forms a ventral support surface to the inner wall of the femur in the sense of the above explanations, while the contact surface 25, which is of course also rotated circumferentially, represents the dorsal counter support surface on the inner wall of the female bone.
In the illustrated embodiment of an implant for a right hip, the cross sections, viewed from above, undergo a continuous rotation to the left (counterclockwise), while in the case of an analog left thigh part, the cross sections to the right, i.e. clockwise, are twisted.
When comparing the cross sections with one another according to FIGS. 10-13, it is also noticeable that the web width b measured between the shell elements 16, 17 is essentially unchanged from proximal (FIG. 10) to distal (FIG. 13). This applies regardless of the fact that the clear width of the grooves 22, 23 only decreases from distal to proximal within the scope of an installation play. This is to facilitate the insertion of the jaw components 28 with their guide projections 30 distally and at the same time to ensure that they are firmly seated in the proximal region 12.