[0001] Die vorliegende Erfindung betrifft eine Implantatschraube, mit Mittel zu dessen Antrieb, zur Einstellung einer gewünschten Distanz zwischen zwei benachbarten Knochen oder zwischen zwei Frakturteilen eines Knochens, bestehend aus einem Stift mit einem ersten, führenden, distalen Gewindestiftabschnitt und einem zweiten, treibenden, proximalen Gewindestiftabschnitt sowie einem Zwischenabschnitt des Stiftes der zwischen den beiden Gewindestiftabschnitten angeordnet ist, wobei der Durchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes kleiner ist als der Durchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes und die beiden Gewindestiftabschnitt Gewinde mit unterschiedlichen Gewindesteigungen aufweisen.
[0002] Implantatschrauben dieser Art wurden erstmals entwickelt von Prof. Dr. med. T. J. Herbert. Entsprechend werden solche Implantatschrauben als Herbert-Schrauben bezeichnet. Bezüglich der Herbert-Schraube wird beispielsweise auf die DE-A-2 807 364 verwiesen. Hier wird die Schraube insbesondere als chirurgisches Befestigungsmittel dargestellt um Knochenfrakturteile mittels Kontraktion zusammenzufügen und dabei die Heilung bei einer gewissen Kompression der Frakturteile zu beschleunigen.
[0003] In der genannten Offenlegungsschrift wird aber die Herbert-Schraube auch beschrieben zum Einsatz um eine Distraktion zwischen zwei Knochen beziehungsweise Frakturelemente zu realisieren. Bei diesen Eingriffen werden die beiden Knochen beziehungsweise Frakturteile vorerst mit unterschiedlichen Durchmessern vorgebohrt bevor die sogenannte Herbert-Schraube eingesetzt wird. Um eine möglichst einfache und zielgerechte Verschraubung zu erreichen, ist bereits die Herbert-Schraube mit einer zentralen Durchgangskanüle versehen durch die ein Zentrierstift oder Draht führbar ist.
[0004] Weitere Beispiele von osteosynthetischen Kompressionsschrauben zeigen des Weiteren die WO-A-9 109 572, bei der der Zwischenabschnitt konisch verlaufend gestaltet ist oder die FR-A-2 808 182, bei der die Spitze des distalen Abschnittes als Bohrerspitze gestaltet ist. Letztlich zeigt auch die WO-A-2004/049 915 eine Version einer Herbert-Schraube die einen. zentralen Injektionskanal aufweist und im Zwischenabschnitt Austrittsöffnungen hat durch die eine Flüssigkeit in diesen Bereich injiziert werden kann. Die hier zuletzt genannte Schraube dient insbesondere für chirurgische Eingriffe bei Patienten mit Prolaps beziehungsweise Diskushernie.
[0005] Im Laufe des Lebens kommt es innerhalb des Bandscheibengewebes zu regressiven Veränderungen, die mit einer Abnahme des Wassergehaltes und damit auch des Tugors einhergehen. Die Folge davon ist, dass die Bandscheiben dünner werden. Dies führt zu einem Stabilitätsverlust im Bewegungssegment, während gleichzeitig im Alter die Widerstandsfähigkeit des Anulus fibrosus, nämlich der Hülle der Bandscheibe abnimmt. So weicht das Gewebe des Gallertkerns (Nucleus pulposus) unter Belastung zwangsläufig in Richtung der Schwachstellen aus. Es kommt zunächst zu Bandscheibenprotusionen. Reisst der Faserring des Anulus vollständig ein, so entsteht durch den austretenden Gallertkern der Bandscheibenvorfall. Hierbei kann der Inhalt des Foramen intervertebrale, nämlich die Nervenwurzeln und Begleitgefässe, komprimiert werden.
Dies wird operativ beim lumbalen Bandscheibenvorfall durch distrahierende Herbert-Schrauben behandelt. Hierbei bohrt man vom Sakrum durch die nachfolgenden Lendenwirbel bis zu jenem Bereich wo der lumbale Bandscheibenvorfall aufgetreten ist. Am häufigsten tritt dies zwischen dem zweiten und dritten sowie zwischen dem dritten und vierten Lendenwirbelkörper auf. Hierbei wird die Bohrung bis in den oberen an den beiden benachbarten Wirbelkörper mit einem dem distalen Ende der Implantatschraube angepassten Durchmesser durchgeführt, worauf danach mit einem grösseren Bohrer entsprechend dem proximalen Ende der Implantatschraube bis zum entsprechenden unteren Wirbelkörper die Bohrung vorangetrieben wird.
Danach wird die Implantatschraube gesetzt, wobei man gegebenenfalls durch die zentrale Kanüle einen Führungsdraht einführt um die Schraube möglichst exakt in der mit der Bohrung fluchtenden Richtung einzusetzen. Dies ist auch trotz eines Führungsdrahtes nicht garantiert.
[0006] Die Wirbelkörper besitzen einen relativ grossen Anteil spungioses Knochenmaterial. Eine Verankerung der Schraube in diesem Bereich bedingt Gewinden mit relativ hohen Flanken. Dem ist aber Grenzen gesetzt, da ansonsten eine Verletzungsgefahr erhöht wird. Mit naheliegenden Mitteln, das heisst mit Erhöhung der Gewindeflanken allein lässt sich daher eine verbesserte Verankerung der Implantatschraube in spungiosem Knochenmaterial nicht erzielen. Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine Lösung zu bieten um die Verankerung von Implantatschrauben in spungiosem Knochenmaterial zu verbessern.
[0007] Diese Aufgabe löst eine Implantatschraube der eingangs genannten Art in dem mindestens einer der beiden Gewindestiftabschnitte mit einem Doppelgewinde versehen ist, wobei das eine Gewinde ein Befestigungsgewinde ist und das zweite Gewinde ein Verdrängungsgewinde ist, wobei jeweils zwischen zwei benachbarten Gewindegängen des Befestigungsgewindes mindestens ein Gewindegang des Verdrängungsgewindes verläuft, wobei der Aussendurchmesser des Verdrängungsgewindes kleiner ist als der Aussendruchmesser des Befestigungsgewindes im jeweiligen Gewindestiftabschnitt.
[0008] Eine weitere Aufgabe besteht darin, gegebenenfalls eine Distraktion, sowohl zwischen dem zweiten und dritten als auch zwischen dem dritten und vierten Lendenwirbelkörper durchführen zu können, ohne dass hierzu zwei Implantatschrauben gesetzt werden müssen.
[0009] Diese Aufgabe löst eine Implantatschraube mit den Merkmalen des abhängigen Patentanspruches 9.
[0010] Weitere vorteilhafte Ausgestaltungsformen des Erfindungsgegenstandes gehen aus den abhängigen Patentansprüchen hervor und deren Bedeutung und Wirkungsweise wird in der nachfolgenden Beschreibung mit Bezug auf die anliegenden Zeichnungen erläutert. In der Zeichnung ist eine bevorzugte Ausführungsform des Erfindungsgegenstandes dargestellt und nachfolgend detailliert beschrieben. Es zeigt:
<tb>Fig. 1<sep>eine Seitenansicht einer bevorzugen Ausführungsform der Implantatschraube und
<tb>Fig. 2<sep>eine Aufsicht auf das proximale Ende dieser Schraube, während
<tb>Fig. 3<sep>die Ansicht auf das distale Ende der Implantatschraube zeigt.
<tb>Fig. 4<sep>zeigt einen beliebigen Gewindeabschnitt zur Darlegung der hier verwendeten Begriffe;
<tb>Fig. 5<sep>zeigt einen zentralen Langschnitt durch die Implantatschraube;
<tb>Fig. 6<sep>zeigt in perspektivischer Darstellung eine um eine aufsteckbare Schraubenverlängerung ergänzte Implantatschraube. In
<tb>Fig. 7<sep>ist die zur Ankoppelung einer Schraubenverlängerung angepasste Implantatschraube in Seitenansicht und in
<tb>Fig. 8<sep>in einem Längsschnitt dargestellt, während
<tb>Fig. 9<sep>die ankoppelbare Schraubenverlängerung in Seitenansicht,
<tb>Fig. 10<sep>im Längsschnitt, und
<tb>Fig. 11<sep>in der Aufsicht auf die aufkoppelbaren Seite zeigt.
[0011] Vorerst wird auf die Fig. 4eingegangen um die hier nachfolgend verwendeten Fachbegriffe zu definieren. Ein Gewinde wird üblicherweise aus einem Draht oder Stift geschnitten oder gedreht. Man unterschiedet verschiedene Gewindetypen, wobei insbesondere im medizinaltechnischen Bereich frei gestaltete Gewinde realisiert werden. Diese entsprechen am ehesten einem sogenannten Spitzgewinde oder Sägezahngewinde. Bei der Herstellung eines Gewindes verbleibt ein innerster Teil völlig unverformt. Dieser Teil bildet den Kerndurchmesser, der hier mit di bezeichnet ist. Der grösste Durchmesser wird durch die zylindrische Hüllfläche gebildet auf der die Gewindespitzen liegen. Dieser Durchmesser (d2) wird als Aussendurchmesser bezeichnet. Die seitlichen, geneigten Flächen des Gewindes werden als Flanken bezeichnet.
Diese Gewindeflanken sind hier mit dem Bezugszeichen F gekennzeichnet. Auf der halben Höhe der Flanken verlaufend Hesse sich eine weitere zylindrische Fläche einzeichnen und dieser Durchmesser wird üblicherweise als Flankendurchmesser bezeichnet und ist in der Zeichnung mit d3beschriftet. Letztlich wird zur Definition eines Gewindes auch noch die Steigung s benötigt. Die Gewindesteigung s ist jenes Mass, um welche ein Gewindegang in einer Umdrehung von 360[deg.] in axialer Richtung sich fortsetzt. Mit anderen Worten die Steigung s ist der Abstand von Gewindespitze zu Gewindespitze. Die hier beschriebenen Definitionen gelten somit für die nachfolgende Beschreibung ebenso wie für die Begriffe, wie sie in den Patentansprüchen verwendet werden.
[0012] In der Fig. 1 ist die Implantatschraube in der Gesamtheit in Seitenansicht dargestellt und mit 1 bezeichnet. Die Implantatschraube 1 wird aus einem Stift 2 gefertigt. Üblicherweise besteht dieser aus einer Titanlegierung. Der Stift 2 weist einen ersten, distalen Gewindestiftabschnitt 3 und einen zweiten, proximalen Gewindestiftabschnitt 4 auf. Zwischen dem ersten Gewindestiftabschnitt 3 und dem zweiten Gewindestiftabschnitt 4 ist ein Zwischenabschnitt 5 vorhanden. Der erste Gewindestiftabschnitt 3 liegt bei der Einführung in den Patienten vorne und ist daher auch als führender Gewindestiftabschnitt bezeichnet. Vom Operateur her betrachtet ist der führende Gewindestiftabschnitt weiter entfernt und wird daher als distaler Gewindestiftabschnitt bezeichnet.
Folglich ist der dem Chirurgen beim Einbau näherliegende Gewindestiftabschnitt das proximale Ende und dieses ist mit entsprechenden Mitteln zum Antrieb versehen. Dieses Mittel ist mit 6 bezeichnet. Als Antreibemittel kommen beispielsweise ein einfacher Schraubenschlitz, ein Kreuzschraubenschlitz, ein Inneninbus oder ein Torx<(R)>in Frage.
[0013] Der erste, führende distale Gewindestiftabschnitt 3 ist im Durchmesser kleiner als der zweite, treibende proximale Gewindestiftabschnitt 4. Der Begriff kleiner betrifft sämtliche vergleichbaren Durchmessermasse. So ist der Aussendruchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes kleiner als das Aussengewinde des proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Ebenso ist der Kerndurchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3 kleiner als der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Bei der Dimensionierung kann beispielsweise der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4 etwa gleich gross sein wie der Aussendruchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3. Dies entspricht in etwa der Ausführung wie in der Fig. 1dargestellt.
Diese Grössenverhältnisse können aber durchaus auch leicht variieren, wobei aber immer wie bereits erwähnt vergleichbare Durchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3 grösser sind als die entsprechenden des proximalen Gewindestiftabschnittes 4.
[0014] Zwischen den beiden Gewindestiftabschnitten 3 und 4 liegt der Zwischenabschnitt 5. Der Zwischenabschnitt 5 ist gewindefrei. Dieser gewindefreie Zwischenabschnitt 5 ist in der axialen Länge etwa so ausgelegt, dass dieser mindestens der zu erzielenden Distanz zwischen den zu verbindenden benachbarten Wirbelkörpern beziehungsweise Frakturteilen entspricht. Im hier dargestellten Beispiel ist der Aussendruchmesser des ersten Gewindestiftabschnittes 3 geringfügig grösser als der Durchmesser des gewindefreien Zwischenabschnittes 5. Der Kerndurchmesser hingegen des distalen Gewindestiftabschnittes 3 ist zwingend immer kleiner als der Durchmesser des Zwischenabschnittes 5. Gleichzeitig kann der Durchmesser des Zwischenabschnittes 5 auch nicht grösser sein als der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4.
Auf den Zwischenabschnitt 5 ist ein Anschlagskragen 7 angeformt. Dieser Anschlagskragen 7 besteht vorzugsweise aus einer umlaufenden Wulst, die im Querschnitt gerundet ist. Der Durchmesser des Anschlagskragen 7 kann maximal dem Aussendurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4 entsprechen. Bevorzugterweise entspricht der Durchmesser des Anschlagkragens 7 dem Flankendurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4.
[0015] Der gesamte Stift 2 ist von einer zentrischen Bohrung oder Kanüle 8 durchsetzt. Diese Kanüle dient im Wesentlichen der Durchführung eines Führungsdrahtes oder Führungsstiftes. Ein solcher Führungsdraht oder Führungsstift dient der exakten, lineinkorrekten Zustellung der Implantatschraube auf die bereits vorgebohrten Löcher in den entsprechenden Knochen, beispielsweise dem Sakrum und den nachfolgenden Lendenwirbeln.
[0016] Auf dem ersten distalen Gewindestiftabschnitt 3 sind zwei Gewinden eingeschnitten. Ein erstes Gewinde auf dem distalen Gewindestiftabschnitt 3 bildet das distale Befestigungsgewinde 11. Das distale Befestigungsgewinde 11 weist Flanken Fdauf, die einen spitzen Winkel einschliessen. Dieser spitze Winkel beträgt weniger als 45[deg.] und liegt bevorzugterweise in der Grössenordnung zwischen 10[deg.] und 20[deg.].
[0017] Der Aussendurchmesser dieses distalen Befestigungsgewindes 11 kann beispielsweise in etwa dem Durchmesser des Zwischenabschnittes 5 entsprechen. Zwischen zwei benachbarten Gewindegängen des distalen Befestigungsgewinde 11 liegt ein distales Verdrängungsgewinde 12. Das distale Verdrängungsgewinde 12 weist einen Aussendruchmesser auf der wesentlich kleiner ist als der Aussendruchmesser des distalen Befestigungsgewinde 11. Das distale Befestigungsgewinde 11 und das distale Verdrängungsgewinde 12 weisen beide denselben Kerndurchmesser auf.
Während das Befestigungsgewinde 11 der Verankerung der Schraube im distal gelegenen Knochen beziehungsweise Knochenteil dient, hat das distale Verdrängungsgewinde 12 die Aufgabe, dass zwischen den distalen Befestigungsgewindegängen vorhandene spungiose Knochenmaterial zu verdrängen, so dass hierdurch eine Materialverdichtung stattfindet, die eine verbesserte Verankerung der Implantatschraube im distalen Knochen beziehungsweise Knochenteiles bewirkt. In analoger Weise besitzt der zweite, proximale Gewindestiftabschnitt 4 ein proximales Befestigungsgewinde 13 und ein proximales Verdrängungsgewinde 14. Die Aufgaben der beiden proximalen Gewinden entsprechen genau der Aufgaben, die die entsprechenden distalen Gewinde, wie wovor beschrieben, haben.
Auch hier besitzt das proximale Befestigungsgewinde 13 entsprechende Flanken Fpund auch hier schliessen die Flanken eines Gewindeganges einen spitzen Winkel ein. Dieser wird jedoch bevorzugterweise etwas weniger spitzt sein, als der Winkel der die Flanken des distalen Befestigungsgewindes 11 einschliessen. Hier liegt der entsprechende Winkel in der Grössenordnung zwischen 20[deg.] und 40[deg.]. Entsprechend der grösseren Durchmesser ist auch die Höhen des proximalen Verdrängungsgewindes 14 entsprechend grösser. Auch hier ist der Kerndurchmesser des proximalen Befestigungsgewindes 13 und des proximalen Verdrängungsgewindes 14 gleich gross. Der Aussendruchmesser des Verdrängungsgewindes ist auch in diese Abschnitt geringer als der Aussendruchmesser des hier vorhandenen Befestigungsgewindes 13.
Maximal wird man bevorzugterweise den Aussendruchmesser des Verdrängungsgewindes 14 in etwa der Grösse des Flankendurchmessers des Befestigungsgewindes 13 entsprechend wählen. Geringfügig kann auch der Aussendurchmesser des Verdrängungsgewindes von distal zu proximal leicht konisch verlaufen. Diese Konizität ist dann in beiden Gewindestiftabschnitten 3 und 4 vorhanden.
[0018] Dank der relativ grossen Gewindesteigung der hier vorhandenen Gewinden ist es ausserordentlich schwierig eine solche Implantatschraube exakt fluchtend mit der Bohrung einzusetzen. Üblicherweise liegt nämlich anfänglich lediglich ein kleiner Teil des distalen Befestigungsgewindes 11 auf den Knochen auf. Auch wenn in diesem Falle ein zentrierender Stift durch die Kanüle 8 geführt wird, so ist dies lediglich eine gewisse Ausrichthilfe doch eine wirkliche Zentrierung lässt sich so nicht erreichen. Wenn aber das distale Befestigungsgewinde nicht exakt fluchtend mit der Zentrumsachse der Bohrung in den beiden Knochen beziehungsweise Knochenteilen verläuft, so werden die beiden Knochen beziehungsweise Knochenteile in ihre Relativlage zueinander verändert. Dies ist selbstverständlich vollkommen unerwünscht.
Um dies zu vermeiden, wird die erfindungsgemässe Implantatschraube mit bevorzugterweise mindestens beziehungsweise exakt drei gleichmässig über dem Umfang verteilten, gleich gestalteten Phasenanschliffflächen 15 versehen. Diese Phasenanschliffflächen bewirken eine exakte Dreipunktauflage bei der Einführung des distalen Gewindestiftabschnittes 3 in den Knochen. Diese Dreipunktauflage garantiert eine exakte Zuführung der Implantatschraube.
[0019] Prinzipiell haben das Befestigungsgewinde und das Verdrängungsgewinde im jeweils gleichen Gewindestiftabschnitt dieselbe Steigung s. Hingegen ist die Steigung s sowohl des Befestigungsgewindes und des Verdrängungsgewindes des distalen Gewindestiftabschnittes unterschiedlich zu den beiden Gewinden auf dem proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Will man eine Distraktion erreichen, so wählt man die Gewindesteigung auf dem proximalen Ende grösser als die Steigung auf dem distalen Ende. Wünscht man jedoch zwischen den beiden Knochen beziehungsweise Knochenteilen eine Kontraktion zu erreichen, so wird man das Gewinde auf dem proximalen Ende mit einer kleineren Gewindesteigung versehen, als das Gewinde auf dem distalen Gewindestiftabschnitt. Dies ist aber aus dem Stand der Technik hinreichend bekannt.
[0020] Insbesondere bei der Distraktion von Lendenwirbelkörpern kann es vorkommen, dass nicht nur die Distanz zwischen dem zweiten und dritten Lendenwirbelkörper distrahiert werden muss, sondern auch gleichzeitig zwischen den dritten und vierten Lendenwirbelkörper. Statt wie üblich zwei Schrauben zu setzen, wird hier erfindungsgemäss vorgeschlagen, die zuvor beschriebene Implantatschraube leicht zu modifizieren und mit einer Verlängerung zu versehen.
[0021] Zur Unterscheidung wird hier die Implantat schraube auch als Kopplungsschraube 100 bezeichnet. Deren Verlängerung hat die Bezugszahl 110. Die Gesamtheit der Implantatschraube, bestehend aus der Kopplungsschraube 100 und der Verlängerung 110, ist am deutlichsten in der Fig. 6erkennbar, in der auch der Schraubenzieher 120 teilweise dargestellt ist.
[0022] Bezüglich der Gewindegestaltung unterscheidet sich die Kopplungsschraube 100 nicht von der Implantatschraube 1. Auch hier ist ein distales Befestigungsgewinde 11 und ein zwischen den Gewindegängen des Befestigungsgewindes angeordnetes distales Verdrängungsgewinde 12 vorhanden. Ebenso erkennt man ein proximales Befestigungsgewinde 12, zwischen deren Gewindegänge ebenfalls ein proximales Verdrängungsgewinde 14 vorhanden ist. Zwischen dem distalen Befestigungsgewinde 11, welches einen grösseren Durchmesser aufweist und dem proximalen Befestigungsgewinde mit einem kleineren Gewindedurchmesser, verbleibt auch hier ein Zwischenabschnitt 5. Die gesamte Kopplungsschraube 100 wird auch hier von einer Kanüle 8 durchsetzt. Diese Kanüle 8 wird selbstverständlich wiederum verwendet zur Durchführung eines Führungsdrahtes oder Führungsstiftes.
Zusätzlich sind hier noch quer zur Längsrichtung angeordnete Injektionsbohrungen 9 vorhanden. Über diese Injektionsbohrungen 9 lassen sich Wachstumshormone oder Knochenzement im Befestigungsbereich applizieren um eine verbesserte Verankerung und Durchwachsung des Gewebes zu erreichen. Diese Injektionsbohrungen 9 sind am deutlichsten in den Fig. 7 und 8ersichtlich.
[0023] Am proximalen Ende der Kopplungsschraube 100 ist gleich wie bei der Implantatschraube 1 ein Mittel zum Antrieb der Schraube eingeformt. Dieses Mittel besteht beispielsweise aus einem Innensechskant oder wie hier dargestellt aus einem Torq. Selbstverständlich weist entsprechend der Schraubenzieher 120 einen gegengleichen Kopf 121 auf.
[0024] Unterscheiden tut sich die Kopplungsschraube 100 von der Implantatschraube 1 lediglich durch die Gestaltung des proximalen Endes. Das proximale Ende der Kopplungsschraube 100 weist einen Kopplungszapfen 101 auf. Der Kopplungszapfen 101 ist in seiner äusseren Gestaltung zylindrisch ausgelegt und passt in eine Kopplungsöffnung 111 in der Verlängerung 110. Die Verlängerung 110 kann auch korrekterweise als Verlängerungsschraubenteil bezeichnet werden. Hier wird lediglich der einfachheitshalber von der Verlängerung 110 gesprochen. Die Kopplungsöffnung 111 ist am deutlichsten in der Fig. 11 ersichtlich. Auch hier ist diese Öffnung die als Antriebsmittel gestaltet ist, wiederum in der Form als Torq gestaltet. Der Kopplungszapfen 101 hingegen besitzt eine zylindrische Gestalt und ist mit einer Anphasung 102 versehen.
Diese Anphasung 102 dient der erleichterten Einführung in die Kopplungsöffnung 111 der Verlängerung 110. Der Kopplungszapfen 101 ist zylindrisch, so dass eine rotative Bewegung der Kopplungsschraube 100 nicht auf die Verlängerung 110 übertragen wird. Beim Setzen der Implantatschraube wird vorerst eine Bohrung durch alle Lendenwirbelkörper angebracht, entsprechend dem Durchmesser des Flankendurchmessers D3 oder zumindest des Kerndurchmessers Dl des proximalen Endes der Implantatschraube 1, beziehungsweise der Kopplungsschraube 100. Danach wird man mit dem Schraubenzieher 120 vorerst die Verlängerung 110 soweit einschrauben, bis diese sich in der korrekten Position befindet, bei dem das distale Ende praktisch fluchtend mit dem entferntesten Lendenwirbelkörper liegt, worauf dann die Kopplungsschraube eingeschraubt wird.
Die Kopplungsschraube besitzt zwischen dem Gewindebereich des proximalen Befestigungsgewindes 13, beziehungsweise des proximalen Verdrängungsgewindes 14 der Kopplungsschraube 100, anschliessend einen praktisch beliebigen in der axialen Länge wählbaren gewindefreien Distanzbereich 103. Im Übergangsbereich vom Distanzbereich 103 zum Kopplungszapfen 102 ist eine umlaufende Schulter 104 vorhanden. Diese kommt am distalen Ende der Verlängerung 110 zum anliegen. Liegt diese Schulter 104 am distalen Ende der Verlängerung 110 an, so schiebt die Kopplungsschraube 100 die Verlängerung 110 vor sich hin und die beiden Lendenwirbelkörper werden um die axiale Länge des Distanzbereiches 103 distrahiert. Der Distanzbereich 103 kann auch die Länge 0 haben, wenn lediglich zwischen diesen beiden Wirbelkörpern eine Versteifung realisiert werden soll.
Ansonsten wird man die Länge dieses Bereiches bis zu circa vier oder fünf Millimeter lang gestalten.
[0025] Die Verlängerung 100 ist in den Figuren 9 bis 11 für sich allein dargestellt. Der Durchmesser der Verlängerung sowie die darauf angebrachten Gewinde entsprechen den Gewinde 13, 14 des proximalen Endes der Kopplungsschraube 100. Entsprechend werden auch hier das Befestigungsgewinde das Verdrängungsgewinde gleichfalls mit 13 bzw. 14 bezeichnet. Das Befestigungsgewinde 13 weist auch hier Phasenanschliffflächen 15 auf.
[0026] Da der Unterschied zwischen der Kopplungsschraube 100 und der zuvor beschriebenen Implantatschraube 1 äusserst gering ist, und insbesondere der Kopplungszapfen 101 in den seltensten Fällen hinderlich sein wird, kann man prinzipiell auch immer mit Kopplungsschrauben arbeiten. Allerdings ist üblicherweise bei der Implantatschraube 1 der proximale Gewindestiftabschnitt 4 kürzer, als der proximale Gewindestiftabschnitt der Kopplungsschraube 100, da diese den Lendenwirbelkörper vollständig durchsetzen muss, während dies bei der Implantatschraube 1 nicht der Fall sein muss.
[0027] Vorsorglich sollte man bei jedem Implantat eine Revision mitberücksichtigen. Ist eine solche Revision nötig, so liegt dies oft an Veränderungen der Gewebestrukturen des Patienten. Bei der Retention der Implantatschraube kann es somit vorkommen, dass das Gewinde in den Lendenwirbelkörpern ungenügend Halt findet. Daher wird erfindungsgemäss vorgeschlagen, entweder im Bereich des Mittels 6 zum Antrieb, mindestens in dessen proximalen Bereich oder innerhalb der Kanüle 8, ein Innengewinde als Retentionsgewinde vorzusehen.
Entsprechend wird man vorteilhafterweise einen Schraubenzieher anbieten, der aussen ein Formschlussmittel, passend zur Schraube, aufweist, während zentrisch durch den hohlen Schaft des Schraubenziehers eine Gewindestange dreh-und fixierbar darin gehalten ist, um zusätzlich zum Drehmoment auf die Implantatschraube auch eine Zugkraft ausüben zu können.
Bezugszeichenliste:
[0028]
<tb>1<sep>Implantatschraube
<tb>2<sep>Stift
<tb>3<sep>Erster, distaler Gewindestiftabschnitt
<tb>4<sep>Zweiter, proximaler Gewindestiftabschnitt
<tb>5<sep>Zwischenabschnitt
<tb>6<sep>Mittel zum Antrieb
<tb>7<sep>Anschlagskragen
<tb>8<sep>Kanüle
<tb>9<sep>Injektionsbohrungen
<tb>11<sep>distales Befestigungsgewinde
<tb>12<sep>distales Verdrängungsgewinde
<tb>13<sep>proximales Befestigungsgewinde
<tb>14<sep>proximales Verdrängungsgewinde
<tb>15<sep>Phasenanschliffflächen
<tb>d1<sep>Kerndurchmesser
<tb>d2<sep>Aussendurchmesser
<tb>d3<sep>Flankendurchmesser
<tb>F<sep>Flanken
<tb>s<sep>Steigung
<tb>100<sep>Kopplungsschraube
<tb>101<sep>Kopplungszapfen
<tb>102<sep>Anphasung
<tb>103<sep>Distanzbereich
<tb>104<sep>umlaufende Schulter
<tb>110<sep>Verlängerung
<tb>111<sep>Kopplungsöffnung
<tb>120<sep>Schraubenzieher
<tb>121<sep>Kopf des Schraubenziehers
The present invention relates to an implant screw, comprising means for driving it, for setting a desired distance between two adjacent bones or between two fracture parts of a bone, consisting of a pin with a first, leading, distal threaded pin portion and a second, driving, proximal threaded pin portion and an intermediate portion of the pin is disposed between the two threaded pin portions, wherein the diameter of the distal threaded pin portion is smaller than the diameter of the proximal threaded pin portion and the two threaded pin portion have threads with different thread pitches.
Implant screws of this type were first developed by Prof. Dr. med. med. T. J. Herbert. Accordingly, such implant screws are referred to as Herbert screws. With regard to the Herbert screw reference is made, for example, to DE-A-2 807 364. Here, the screw is particularly shown as a surgical fastener to join bone fracture parts by means of contraction and thereby accelerate the healing at a certain compression of the fracture parts.
In the cited Offenlegungsschrift but the Herbert screw is also described for use to realize a distraction between two bones or fracture elements. In these procedures, the two bones or fracture parts are initially drilled with different diameters before the so-called Herbert screw is used. In order to achieve a simple and targeted screwing, the Herbert screw is already provided with a central through-cannula through which a centering pin or wire is feasible.
Further examples of osteosynthetic compression screws further show WO-A-9 109 572, in which the intermediate portion is tapered or FR-A-2 808 182, in which the tip of the distal portion is designed as a drill tip. Finally, WO-A-2004/049 915 also shows a version of a Herbert screw. central injection channel and in the intermediate section has outlet openings through which a liquid can be injected into this area. The last mentioned screw is used in particular for surgical procedures in patients with prolapse or herniation.
In the course of life it comes within the disc tissue to regressive changes that go hand in hand with a decrease in the water content and thus the Tugors. The consequence of this is that the discs become thinner. This leads to a loss of stability in the movement segment, while at the same time decreases in age, the resistance of the annulus fibrosus, namely the sheath of the intervertebral disc. Thus, the tissue of the nucleus pulposus (nucleus pulposus) evades under load inevitably in the direction of the weak points. It comes first to intervertebral disc protrusions. If the fibrous ring of the anulus completely creeps in, the herniated disk develops as a result of the escaping gelatinous core. Hereby, the contents of the foramen intervertebrale, namely the nerve roots and accompanying vessels, can be compressed.
This is treated surgically for lumbar disc herniation by distracting Herbert screws. Here you drill from the sacrum through the subsequent lumbar vertebrae to that area where the lumbar disc herniation has occurred. Most often, this occurs between the second and third as well as between the third and fourth lumbar vertebrae. Here, the bore is performed up to the upper at the two adjacent vertebral bodies with a diameter adapted to the distal end of the implant screw, after which the bore is advanced with a larger drill corresponding to the proximal end of the implant screw to the corresponding lower vertebral body.
Thereafter, the implant screw is set, which optionally introduces a guide wire through the central cannula to insert the screw as exactly as possible in the aligned with the bore direction. This is not guaranteed despite a guidewire.
The vertebral bodies have a relatively large proportion of spongy bone material. Anchoring the screw in this area requires threads with relatively high flanks. But this is limited, otherwise a risk of injury is increased. With obvious means, ie with an increase in the thread flanks alone, therefore, an improved anchoring of the implant screw in spongy bone material can not be achieved. It is therefore the object of the present invention to provide a solution to improve the anchoring of implant screws in spongy bone material.
This object is achieved by an implant screw of the type mentioned in the at least one of the two threaded pin sections is provided with a double thread, wherein the one thread is a fastening thread and the second thread is a positive displacement thread, wherein in each case between two adjacent threads of the fastening thread at least one Thread of the displacement thread runs, wherein the outer diameter of the displacement thread is smaller than the outer diameter of the fastening thread in each threaded pin section.
Another object is to be able to perform a distraction, both between the second and third as well as between the third and fourth lumbar vertebrae, if necessary, without the need for two implant screws must be set for this purpose.
This object is achieved by an implant screw having the features of the dependent patent claim 9.
Further advantageous embodiments of the subject invention will become apparent from the dependent claims and their meaning and effect will be explained in the following description with reference to the accompanying drawings. In the drawing, a preferred embodiment of the subject invention is illustrated and described in detail below. It shows:
<Tb> FIG. 1 <sep> is a side view of a preferred embodiment of the implant screw and
<Tb> FIG. 2 <sep> a top view of the proximal end of this screw while
<Tb> FIG. 3 <sep> shows the view on the distal end of the implant screw.
<Tb> FIG. 4 <sep> shows an arbitrary thread section to illustrate the terms used here;
<Tb> FIG. 5 <sep> shows a central long section through the implant screw;
<Tb> FIG. 6 <sep> shows a perspective view of an implant screw supplemented with an attachable screw extension. In
<Tb> FIG. 7 <sep> is the implant screw adapted for coupling a screw extension in side view and in
<Tb> FIG. 8 <sep> shown in a longitudinal section while
<Tb> FIG. 9 <sep> the connectable screw extension in side view,
<Tb> FIG. 10 <sep> in longitudinal section, and
<Tb> FIG. 11 <sep> in the supervision on the couplable side shows.
For the time being, reference is made to FIG. 4 to define the technical terms used hereinafter. A thread is usually cut or twisted from a wire or pin. A distinction is made between different types of threads, with freely designed threads being realized, in particular in the field of medical technology. These correspond most closely to a so-called pointed thread or sawtooth thread. When making a thread, an innermost part remains completely undeformed. This part forms the core diameter, which is denoted here by di. The largest diameter is formed by the cylindrical envelope surface on which the thread crests lie. This diameter (d2) is called outer diameter. The lateral, inclined surfaces of the thread are referred to as flanks.
These thread flanks are identified here by the reference symbol F. At half the height of the flanks Hesse draw another cylindrical surface and this diameter is usually referred to as the flank diameter and is labeled in the drawing with d3. Ultimately, the slope s is needed to define a thread. The thread pitch s is the measure by which a thread continues in a rotation of 360 [deg.] In the axial direction. In other words, the slope s is the distance from thread crest to thread crest. The definitions described herein thus apply to the following description as well as to the terms as used in the claims.
In Fig. 1, the implant screw is shown in its entirety in side view and designated 1. The implant screw 1 is made of a pin 2. Usually, this consists of a titanium alloy. The pin 2 has a first, distal threaded pin section 3 and a second, proximal threaded pin section 4. Between the first threaded pin section 3 and the second threaded pin section 4, an intermediate section 5 is present. The first threaded pin section 3 is located at the front in the introduction into the patient and is therefore also referred to as the leading threaded pin section. From the surgeon's point of view, the leading threaded pin section is farther away and is therefore referred to as a distal threaded pin section.
Consequently, the threaded pin portion closer to the surgeon during installation is the proximal end and is provided with corresponding means for driving. This agent is designated 6. As drive means, for example, a simple screw slot, a Phillips screw, a Inneninbus or a Torx <(R)> in question.
The first, distal distal threaded pin section 3 is smaller in diameter than the second, driving proximal threaded pin section 4. The term smaller concerns all comparable diameter mass. Likewise, the core diameter of the distal threaded pin section 3 is smaller than the core diameter of the proximal threaded pin section 4. In dimensioning, for example, the core diameter of the proximal threaded pin section 4 may be about the same size as the External diameter of the distal threaded pin portion 3. This corresponds approximately to the embodiment as shown in Fig. 1dargestellt.
However, these size ratios may well vary slightly, but always as already mentioned comparable diameter of the distal threaded pin section 3 are greater than the corresponding of the proximal threaded pin section 4th
Between the two setscrews sections 3 and 4, the intermediate section 5. The intermediate section 5 is thread-free. This thread-free intermediate section 5 is approximately designed in the axial length such that it corresponds at least to the distance to be achieved between the adjacent vertebrae or fracture parts to be connected. In the example shown here, the outer diameter of the first threaded pin section 3 is slightly larger than the diameter of the unthreaded intermediate section 5. The core diameter of the distal threaded pin section 3 is necessarily smaller than the diameter of the intermediate section 5. At the same time, the diameter of the intermediate section 5 can not be greater as the core diameter of the proximal threaded pin section 4.
On the intermediate section 5 a stop collar 7 is formed. This stop collar 7 preferably consists of a circumferential bead, which is rounded in cross-section. The diameter of the stop collar 7 can correspond at most to the outer diameter of the proximal threaded pin section 4. Preferably, the diameter of the stop collar 7 corresponds to the pitch diameter of the proximal threaded pin section 4.
The entire pin 2 is penetrated by a central bore or cannula 8. This cannula essentially serves to guide a guide wire or guide pin. Such a guidewire or guide pin is used for exact, line-correct delivery of the implant screw on the already predrilled holes in the corresponding bone, for example, the sacrum and the subsequent lumbar vertebrae.
On the first distal threaded pin section 3 two threads are cut. A first thread on the distal threaded pin portion 3 forms the distal attachment thread 11. The distal attachment thread 11 has flanks Fd which enclose an acute angle. This acute angle is less than 45 [deg.] And is preferably of the order of magnitude of between 10 [deg.] And 20 [deg.].
The outer diameter of this distal fastening thread 11 may for example correspond approximately to the diameter of the intermediate section 5. The distal displacement thread 12 has an outer diameter which is substantially smaller than the outer diameter of the distal attachment thread 11. The distal attachment thread 11 and the distal displacement thread 12 both have the same core diameter.
While the fastening thread 11 serves to anchor the screw in the distal bone or bone part, the distal displacement thread 12 has the task of displacing existing between the distal attachment threads sphingoid bone material, thereby material compaction takes place, which improved anchoring of the implant screw in the distal Bone or bone part causes. Analogously, the second, proximal threaded pin portion 4 has a proximal attachment thread 13 and a proximal displacement thread 14. The tasks of the two proximal threads correspond exactly to the tasks that have the corresponding distal threads as previously described.
Here too, the proximal fastening thread 13 has corresponding flanks Fp and here too the flanks of a thread form an acute angle. However, this will preferably be slightly less sharp than the angle of the flanks of the distal fastening thread 11 include. Here the corresponding angle lies in the order of magnitude between 20 [deg.] And 40 [deg.]. Corresponding to the larger diameter, the heights of the proximal displacement thread 14 are correspondingly greater. Again, the core diameter of the proximal mounting thread 13 and the proximal displacement thread 14 is the same size. The Aussendruchmesser the displacement thread is less in this section than the outer diameter of the existing here fastening thread 13th
At most, it is preferable to choose the outer diameter of the displacement thread 14 in approximately the size of the flank diameter of the fastening thread 13. Slightly, the outer diameter of the displacement thread may also be slightly conical from distal to proximal. This conicity is then present in both sets of threaded pins 3 and 4.
Thanks to the relatively large thread pitch of the threads present here, it is extremely difficult to use such implant screw exactly in alignment with the bore. Usually, initially only a small part of the distal attachment thread 11 rests on the bone. Even if a centering pin is guided through the cannula 8 in this case, this is only a certain alignment aid but a true centering can not be achieved. If, however, the distal fastening thread does not run exactly in alignment with the center axis of the bore in the two bones or bone parts, then the two bones or bone parts are changed in their relative position to one another. This is of course completely undesirable.
In order to avoid this, the implant screw according to the invention is preferably provided with at least or exactly three evenly distributed phase slicing surfaces 15 distributed over the circumference. This Phasenanschliffflächen cause an exact three-point support in the introduction of the distal threaded pin section 3 in the bone. This three-point support guarantees exact feeding of the implant screw.
In principle, the fastening thread and the displacement thread in each case the same threaded pin section the same slope s. By contrast, the pitch s of both the attachment thread and the displacement thread of the distal threaded pin portion is different from the two threads on the proximal threaded pin portion 4. If one wants to reach a distraction, one chooses the thread pitch on the proximal end greater than the slope on the distal end. If, however, one wishes to achieve a contraction between the two bones or bone parts, the thread on the proximal end will be provided with a smaller thread pitch than the thread on the distal threaded pin section. However, this is well known from the prior art.
In particular, in the distraction of lumbar vertebrae, it may happen that not only the distance between the second and third lumbar vertebrae must be distracted, but also at the same time between the third and fourth lumbar vertebrae. Instead of setting two screws as usual, it is proposed according to the invention to easily modify the previously described implant screw and to provide it with an extension.
To distinguish here the implant screw is also referred to as a coupling screw 100. Their extension has the reference numeral 110. The entirety of the implant screw, consisting of the coupling screw 100 and the extension 110, can be seen most clearly in Fig. 6, in which the screwdriver 120 is partially shown.
With regard to the threading configuration, the coupling screw 100 does not differ from the implant screw 1. Again, a distal fastening thread 11 and a disposed between the threads of the fastening thread distal displacement thread 12 is present. Likewise, one recognizes a proximal fastening thread 12, between whose threads also a proximal displacement thread 14 is present. Between the distal fastening thread 11, which has a larger diameter and the proximal fastening thread with a smaller thread diameter, an intermediate section 5 also remains here. The entire coupling screw 100 is also penetrated by a cannula 8 here. Of course, this cannula 8 is again used to pass a guidewire or guide pin.
In addition, injection bores 9 arranged transversely to the longitudinal direction are present here as well. Growth hormones or bone cement can be applied in the attachment area via these injection bores 9 in order to achieve improved anchoring and permeation of the tissue. These injection bores 9 are most clearly seen in FIGS. 7 and 8.
At the proximal end of the coupling screw 100 is the same as in the implant screw 1, a means for driving the screw is formed. This means consists for example of a hexagon socket or as shown here of a Torq. Of course, according to the screwdriver 120 on a similar head 121.
Distinguish the coupling screw 100 of the implant screw 1 only by the design of the proximal end. The proximal end of the coupling screw 100 has a coupling pin 101. The coupling pin 101 is designed cylindrical in its outer configuration and fits into a coupling opening 111 in the extension 110. The extension 110 can also be correctly referred to as extension screw part. Here, only the sake of simplicity of the extension 110 is spoken. The coupling opening 111 can be seen most clearly in FIG. 11. Again, this opening is designed as a drive means, again designed in the form of Torq. The coupling pin 101, however, has a cylindrical shape and is provided with a chamfer 102.
This chamfer 102 serves to facilitate insertion into the coupling opening 111 of the extension 110. The coupling pin 101 is cylindrical, so that a rotary movement of the coupling screw 100 is not transmitted to the extension 110. When placing the implant screw, a hole is initially made through all the lumbar vertebrae, corresponding to the diameter of the flank diameter D3 or at least the core diameter D1 of the proximal end of the implant screw 1 or the coupling screw 100. Thereafter, with the screwdriver 120, initially screw in the extension 110, until it is in the correct position, with the distal end practically in alignment with the farthest lumbar vertebra, whereupon the coupling screw is then screwed.
The coupling screw has between the threaded portion of the proximal fastening thread 13, or the proximal displacement thread 14 of the coupling screw 100, then a virtually arbitrary in the axial length selectable thread-free distance range 103. In the transition region from the distance range 103 to the coupling pin 102, a circumferential shoulder 104 is present. This comes at the distal end of the extension 110 to rest. If this shoulder 104 abuts the distal end of the extension 110, then the coupling screw 100 pushes the extension 110 towards itself and the two lumbar vertebrae are distracted by the axial length of the distance range 103. The distance range 103 may also have the length 0, if only between these two vertebral bodies, a stiffening is to be realized.
Otherwise, you will make the length of this area up to about four or five millimeters long.
The extension 100 is shown in the figures 9 to 11 alone. The diameter of the extension and the threads mounted thereon correspond to the threads 13, 14 of the proximal end of the coupling screw 100. Correspondingly, the fastening thread is also referred to here with the displacement thread 13 and 14 respectively. The fastening thread 13 has here also phase-fitting surfaces 15.
Since the difference between the coupling screw 100 and the previously described implant screw 1 is extremely low, and in particular the coupling pin 101 will be obstructive in the rarest cases, you can always work with coupling screws in principle. However, in the case of the implant screw 1, the proximal threaded pin section 4 is usually shorter than the proximal threaded pin section of the coupling screw 100, since this must completely penetrate the lumbar vertebrae, while this does not have to be the case with the implant screw 1.
As a precaution, one should consider a revision for each implant. If such a revision is necessary, this is often due to changes in the tissue structures of the patient. In the retention of the implant screw, it may thus happen that the thread in the lumbar vertebrae finds insufficient support. Therefore, it is proposed according to the invention to provide an internal thread as retention thread either in the region of the means 6 for driving, at least in its proximal region or within the cannula 8.
Accordingly, it will be advantageous to offer a screwdriver, the outside has a positive locking means, matching the screw, while centrally through the hollow shaft of the screwdriver a threaded rod is rotatably and fixable held therein to exercise in addition to the torque on the implant screw and a tensile force can ,
LIST OF REFERENCE NUMBERS
[0028]
<Tb> 1 <sep> implant screw
<Tb> 2 <sep> Pin
<tb> 3 <sep> First, distal threaded pin section
<tb> 4 <sep> Second, proximal threaded pin section
<Tb> 5 <sep> intermediate section
<tb> 6 <sep> means of propulsion
<Tb> 7 <sep> stop collar
<Tb> 8 <sep> cannula
<Tb> 9 <sep> injection wells
<tb> 11 <sep> distal mounting thread
<tb> 12 <sep> distal displacement thread
<tb> 13 <sep> proximal fixing thread
<tb> 14 <sep> proximal displacement thread
<Tb> 15 <sep> Phasenanschliffflächen
<Tb> d1 <sep> core diameter
<Tb> d2 <sep> external diameter
<Tb> d3 <sep> pitch diameter
<Tb> F <sep> edges
<Tb> s <sep> slope
<Tb> 100 <sep> coupling screw
<Tb> 101 <sep> coupling pin
<Tb> 102 <sep> chamfer
<Tb> 103 <sep> Distance Range
<tb> 104 <sep> circumferential shoulder
<Tb> 110 <sep> Extension
<Tb> 111 <sep> coupling opening
<Tb> 120 <sep> screwdriver
<tb> 121 <sep> Head of the screwdriver