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Femur-Endoprothese
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Die Erfindung betrifft eine coxale Femur-Endoprothese insbesondere
zur selbsthaftenden Implantation mit pysiologischer Kraft einleitung in den Femurschaft.
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Zum Stand der Technik über Oberschenkelhals-Endoprothesen bzw.
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Totai-Hüft-Endoprothesen kann auf die deutsche Auslegeschrift 25 14
793 und die ebenda zitierte Literatur verwiesen werden.
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Wie dort bereits ausführlich diskutiert, haben die bisherigen starren
Femur-Endoprothesen auf Grund ihrer Bauform den Nachteil, daß sich diese einzementierten
oder selbsthaftenden Prothesen im Knochen lockern können, dadurch den Knochen in
Mitleidenschaft ziehen und es im Bereich ihres Schaftes zum Ermüdungsbruch kommen
kann. Hauptsächliche Ursache hierfür ist die unphysiologische Erafteinleitung in
den Knochen zufolge einer Hebelwirkung der Prothese im Bereich des Aufsitzens des
Prothesenkragens auf de medialen Kortikalis im Trochanter minor-Bereich und im Bereich
des Anliegens des Schaftendes der Prothese an der lateralen Eortikalis.
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Gelenkige Femur-Endoprothesen haben einerseits den Nachteil hohen
konstruktiven Aufwands und besitzen andererseits wegen der Vielzahl ihrer zusammenwirkenden
Einzelteile eine statistisch höhere Gefahr für ein Unbrauchbarwerden der Prothese
infolge Versagens eines ihrer Einzelteile.
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Aufgabe der Erfindung ist es nun, eine einfache im wesentlichen starre
Femur-Endoprothese zu schaffen, die sowohl die oben skizzierten Nachteile der bisherigen
starren als auch einen konstruktiven Aufwand wie für gelenkige Femur-Endoprothesen
vermeidet.
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Leitgedanke für die Lösung der Aufgabe ist, den physiologischen
natürlichen
Knochenaufbau des Oberschenkelhalsknochens in seinem resezierten Bereich (etwa oberhalb
der Linea intertrochanterica bzw. der erista intertrochanterica), für das freie
Ende der Prothese und ihrem Uebergang in die Markhöhle prothetisch nachzugestalten.
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Dazu werden in den Figuren 1 und 2 zunächst physiologische Verhältnisse,
jeweils für das proxima'e Ende des rechten Femur, vort gestellt.
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Fig. 1 zeigt den Verlauf der Spannungstrajektorien (nach Pauwels).
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Trajektorien sind Linien der größten Kompression bzw. der größter
Dehnung und verdeutlichen den Verlauf der größten Druck- bzw.
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Zugspannungen. Die Druckspannungstraåektorien sind ausgezogen, die
Zugspannungstrajektorien gestrichelt dargestellt. FR ist die' Resultierende aus
Körpergewicht und Muskelkräften, M ist die Richtung des am Trochanter major angreifenden
Nuskelzuges der Abduktoren des Hüftgelenks (entnommen: D.Starck, H.Frick, 'Repetitorium
anatomicum', G.Thieme Verlag Stuttgart, 1972).
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Fig. 2 zeigt die Auswertung der Röntgenaufnahme des proximalen Endes
eines normalen Femurs. Danach enthält das Femur im nen besonder Bereich seines oberen
Schaftes, Halses und Kopfes Zonen besonderer Knochenverdichtung, die schraffiert
dargestellt sind. Die Verdichtung gabeltsich im oberen Schaft in zwei Aeste 1, 2,
die dea medialen bzw. lateralen Rand des Halses entlang verlaufen und sich dann
im Zentrum Z des Femurkopfes etwa rechtwinklig auf einanderstoßend vereinigen; zwischen
Basis der Trochanter major und Drochanter minor erstreckt sich ein in die Aeste
einmündender Steg 3. Der mediale Ast 1 der Verdichtung ist stärker als der laterale
2, entsprechend einer bei der Gegebenheit des pysiologischen CCD-Winkels natürlichen
Druck- bzw. Zug-Belastung der Aeste 1 und 2 im Verhältnis 3:1. Im übrigen sei darauf
hingewiesen, daß die Aeste 1 und 2 insgesamt etwa 80 % der Belastung des prosima-,
len Femurendes aus der Körperlast tragen, während nur etwa 20 % von den restlichen
Knochenpartien übernommen werden. Der angenähert rechtwinklige Uebergang der Mittellinien
der Röntgenabbildung der Aeste 1 und 2 im Femurkopf bei Z entspricht dem
rechtvinkligen
Schnitt der Druck- md Zugspannungstrajektorien im Femurkopf; der Verlauf des medialen
Astes 1 der Knochenverdichtung folgt dem Lauf der Druckspannungstrajektorien in
diesem Bereich und der Verlauf des lateralen Astes 2 der Knochenverdichtung folgt
dem Lauf der Zugspannungstrajektorien in diesem Bereich; qualitativ ist zu erkennen,
daß die Stärke der Aeste den jeweiligen Liniendichten der Trajektorien entsprechen.
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Die Resultierende FR der auf den Femurkopf wirkenden Körperlast und
der Muskelskräfte verläuft durch das Zentrum Z des Femurkopfes und fällt in etwa
mit der Längsachse des medialen Astes der Knochenverdichtung (Druskast 1) zusammen.
Die gemeinsame Längsachse H von Femurhals und -kopf geht gleichfalls durch Z und
bildet dort mit FR einen Winkel α. H bildet mit der Längsachse S des Femurschaftes
den CCD-Winkel (Centrum-Collum-Diaphyse-Winkel), der im Normalfall bei etwa 128°
liegt.
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Da FR und H nicht zusammenfallen, wirkt auf das Femur ein Biegemoment
in dem Sinne, das proximale (coxale) Femurende im Varussinne, d.h. unter Verkleinerung
des CCD-Winkels, zu biegen. Dabei entstehen im Inneren des Oberschenkelhalses Zug-
und Druckspannungen, die jedoch vom lateralen Ast der Knochenverdichtung (Zugast
2) und vom Druckast 1 aufgefangen werden. Die Kräfte werden ohne Scherung in die
Femurdiaphyse weitergeleitet.
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Anders liegen die Kräfte- und Spannungsverhältnisse nach Anwendung
der konventionellen Femur-Endo@@thesen. Bei der endoprothetischen Versorgung sowohl
mit den bekannten, als auch mit den noch zu beschreibenden Endoprothesen gemäß der
Erfindung werden Femurkopf und weitgehend Femurhals entfernt und endoprothetisch
ersetzt. Die entfernten Partien sind in Fig. 3 durch die gestrichelt dargestellte
Kontur kenntlich gemacht. Fig. 3 zeigt ferner im Längsschnitt eine implantierte
starre konventionelle Endoprothese typischer Bauart, die im wesentlichen aus dem
Kopf 5 mit Gelenkfläche, einem zylinderfömigen bzw. stiftartigen oder kegelförmigen
Hals 6, dem Kragen 7/8 und dem Schaft 4 besteht. Die Längsachse L des Prothesenhalses
fällt in allen Flächen der bisherigen Prothesen weder mit der Resultierenden FR
zusammen, noch ist sie zu dieser parliel, und schneidet die Ebene des Kragens
7/8
in einem Punkt P in einem Abstand von der medialen Kortikalis. Zwar bleibt nach
der endoprothetischer lemurversorgung die Kraft FR nach Größe und Richtung dieselbe,
jedoch ändern sich die biomechanischen Charakteristika: Zufolge des Schaft-Hals-Winkels
der Prothese (der von der Schaftachse 5' der Prothese und der Hals-Kopf-Achse L
eingeschlossene Winkel) und des zwischen dem Vektor FR und der Achse L eingeschlossenen
Winkels ' wird die Prothese zum Hebel, dessen Hypomochlion (Unterstützungspunkt,
Drehpunkt) die mediale Kortikalis im Trochanter minor-Bereich 9 ist. Die Kräfte
am Hebel bewirken: - Auf die leterale Kortikalis wirkt im Bereich ungefähr zwischen
unterem (distalem) Basisende des Trochanter major und Ende '0 des Prothesenschaftes
4 eine nahezu senkrecht auf ihr stehende Druckkraft. Diese Kraft übersteigt die
natürlichen Druckkräfte (s.Fig. 1) dort. Der Kraftfluß verläuft auch nicht innerhalb
der Kortikalis, sondern die Hebelkräfte wirken auf die Innenwand der röhrenartigen
Diaphyse, am stärksten wohl im Bereich der Schaftspitze 10.
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- Die mediale Kortikalis ist im Trochanter minor-Bereich 9 besonders
stark belastet, denn bei den bisherigen starren Prothesen wirkt die Kraft FR nicht
senkrecht zum Kragen 7/8 und damit senkrecht zur Ebene der Kortikalis, auf der der
Kragenteil 8 aufliegt, ein, sodaß es zu einer beträchtlichen Druckquerkraftkomponente
kommen kann, die versucht, die Prothese medialdistal wegzudrücken; d.h., auf die
mediale Kortikalis wirken im Bereich 9 auch Scherkräfte, und zwar senkrecht zu den
natürlichen Druckspannungstrajektorien.
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Durch die ständige Aenderung des Biegemoments der Femur-ndoprothese
in Abhängigkeit von Körperhaltung und Bewegungszustand des Trägers der Prothese
variieren die unphysiologischen Belastungen der Kortikalis. Vektoriell entgegengesetzte
Kräfte wirken auf die Prothese ein. Im Resultat führt das zu Mikroverschiebungen
zwischen Prothese und dem anliegenden Knochengewebe (bzw. dem Zement) und schließlich
zur Lockerung der Prothese. Nicht selten tritt auch Ermüdungs(scher)bruch des Prothesenschaftes
im Bereich 16 ein. In beiden Fällen ist eine Auswechslung der Prothese erforderlich.
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Durch verschiedene Endoprothesenmodelle mit dickerem und/oder längerem
Stielschaft (zur besseren Kraft- bzw. geringeren Druck-; übertragung auf die Kortikalis
der Diaphyse) oder mit möglichst valgischem, d.h. über den normalen CCD-Winkel gestreckten
Hals-Stiel-Winkel (zur Verringerung des Winkel a1 und damit auch des Biegemoments),
wurde zwar versucht, der Lockerung entgegenzuwir ken. Der dauerhafte Erfolg blieb
jedoch versagt, da bei allen früheren Bauformen der Femur-Endoprothesen die eigentliche
Ursache für deren Versagen, nämlich die mehr oder weniger H-Achsenzentrierte Hals-Kopf-Achse
L der Prothese keine oder zu geringe Beachtung gefunden hat.
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lDerErfindungsgedanke zur Abhilfe derartiger Mängel der bisherigen
Prothesen besteht, wie in Fig. 4 prinzipiell dargestellt, nun darin, den Halsteil
von Femur-Endoprothesen als statisches Gebilde mit zwei Schenkeln 11, 12 zu gestalten,
die im Uebergang des Schaftes der Prothese in den Prothesenhals auseinanderstreben
und sich im Zentrum Z des zu resezierenden Femurkopfes vereinigen, wobei sich hinsichtlich
der implantierten Prothese der mediale Schenkel 11 zwar leicht medialkonvex gebogen,
im wesentlichen jedoch in Richtung des Körperlastvektors FR erstreckt und die Druckkräfte
aufnimmt (Druckschenkel 11) und der laterale Schenkel 12 sich an diesem lateralkonvex
vorbeikrümmt und so die Zugkräfte übernimmt (Zugschenkel 12). Der Verlauf des Druckschenkels
11 und des Zugschenkels 12 entspricht dem Verlauf der Druckspannungs- bzw. Zugspannungstrajektorien
des intakten proximalen Femurendes und dem Verlauf des Druckastes 1 bzw. des Zugastes
2 der Knochenverdichtung im Hals-Kopf-Bereich des Femur.
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Zur Uebertragung der Druckkraft FR über den Druckschenkel 11 auf die
mediale Kortikalis ist der Druckschenkel mit einer Art Nase oder Vorsprung 18 vorsehen,
dessen Unterfläche 17 senkrecht zum Druckkraftvektor FR liegt. Die I4ase 18 entspricht
dem Kragenteil 8 8 der konventionellen Prothesen und liegt bei der implantierten
Prothese im Bereich des Calcar femoris auf der medialen Kortikalis auf. Die Längsachse
L' des Teils des Druckschenkels 11 oberhalb der Fläche 17 fällt oder fällt nahezu
mit dem Vektor FR zusammen. Damit ist kein oder nur ein geringer Winkel «' gegeben,
sodaß die Prothese kaum mehr als Hebel um einen Drehpunkt 9 entsprechenden
Drehpunkt
19 wirken kann.
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Nach dem Stand der Technik sind Femur-Endoprothesen bekannt, die kein
dem Kragenteil 7(in Fig. 5) entsprechendes Teil aufweisen.
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So kommt auch die Prothese gemäß der Erfindung ohne ein solches aus.
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Durch die im oberen Verlauf des Schaftes 14 bei 15 sich bildenden
und bei Z wieder zusammenlaufenden Schenkel 11 und 12 ist zugleich ein Leerraum
geschaffen, der der Gewichtserleichterung der Prothese zugute kommt.
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Zur statischen Verstärkung ist ein die Schenkel 11 und 12 verDindender
Querbalken oder Steg 13 vorgesehen, dessen Zuordnung dem Längsverlauf des Steges
3 der Rontgenabbildung der Knochenverdichtung entspricht. Der Steg liegt etwa im
Schnitt der Ebene der Auflagefläche 17 des Vorsprungs 18 mit der Längsachse H des
regulären Femurhalses.
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Die, Querschnittsfläche des Druckschenkels 11 im Verlauf oberhalb
seiner Auflagefläche 17 ist etwa 3 mal zu groß wie die Querschnittsfläche des Zugschenkels
12. Damit wird, insbesondere bei Uebereinstimmung des Hals-Stiel-Winkels der neuen
Prothese mit dem physiologischen CCD-\nkel, eine Belastungsverteilung erzielt, die
der physiologischen im Femurhals nahekommt. Bei einer Aufweitung des Winkels kann
das Querschnittsverhältnis größer als 3:1 sein.
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Der Querschnitt der Schenkel 11 und 12 und des Quersteges 13 kann
rund, oval oder eher trapezförmig oder rechteckig, die Formgebung für den Schaft
14 die übliche sein.
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Außerdem ist in Fig. 4 gestrichelt die Kontur des Femurkopfes eingetragen.
Es ist jedoch noch keine Lösung gezeigt für die Anordnung des Prothesenkopfes. Hierzu
kann der Halsteil des Prothese in einem, z.B. konusförmigen, Zapfen fortgesetzt
sein, auf den dann gemäß bekannter Methoden der Prothesenkopf befestigt wird. In
den Fig 5 und 6- sind zwei Möglichkeiten zur Anordnung
des Prothesenkopfes
20 am Halsteil der Prothese aufgezeigt.
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In Fig. 5 trägt das coxale Ende des lIalsteils einen konischen Zapfen
21, dessen Mittellinie mit der Achse H zusammenfällt. In Fig. 6 fällt die Mittelachse
des den Druckschenkel 11 verlängernden Zapfens 22 mit dem Kraftvektor FR zusammen.
Eine weitere Lösung wäre, als Stützlager für den sphärischen Prothesenkopf eine
Form zu wählen, wie sie sich für den in Fig. 4 gezeigten coxalen Uebergangsbereich
der Schenkel 11 und 12 ergibt, wobei anstelle des Femurkopfes der Gelenkkopf tritt.
Das Stützlager sollte dann rotationssysmmetrisch sein.
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Die Prothese kann einschließlich des Gelenkkopfes aber auch aus einer
vorgefertigten kompakten Einheit bestehen.
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Fig. 4 zeigt hinsichtlich des Prothesenschaftes eine zur Einzementierung
geeignete Femur-Endoprothese.
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Der Erfindungsgedanke, den Halsteil der Prothese in zwei Schenkkeln
zu gestalten, läßt sich nun dahingehend weitergestalten, daß sich die Zweiteilung
bis ans Schaftende der Prothese fortsetzt.
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Damit erhält man einen neuen l'yp einer zur selbsthaftenden Implantation
geeigneten Femur-Endoprothese.
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Eine Möglichkeit, den Schaft zweiteilig zu gestalten, zeigt Fig. 7
(Darstellung des Kopfteils der Prothese ausgelassen): Die Gabelung des Halsteils
setzt sich in zwei getrennten Schenkeln fort, wobei der Druckschenkel 11 in einem
unteren Teil als Schenkelstück 11' und der Zugschenkel 12 in seinem unteren Teil
als Schenkelstück 12' ausläuft, und die Schenkelstücke nach unten hin allmählich
zur Deckung kommen. Das Verhältnis der Querschnittsflächen von Druckschenkelstück
11' zu Zugschenkelstück 12' als Maß für die Einzelbelastbarkeit der Schenkelstücke
soll etwa 3:2 betragen, den im Durchschnitt in diesem Bereich der Femurdiaphyse
herrschenden Kräften in natura entsprechend. Hinsichtlich der implantierten Prothese
können die Schenkel stücke 11' und 12' im wesentlichen entweder dorsal und ventral
zueinander liegen (Fig. 7 zeigt dann eine rechte Prothese) oder sie können ventral
und dorsal zueinander liegen (Fig. 7 zeigt dann eine
linke Prothese).
In beiden ~'allen dient der quersteg 19 auch der Lagestabilisierung der Schenkelstücke.
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Die Berührungsebene der Schenkelstücke liegt entweder parallel zur
Ebene des Hals-Stiel-Winkels der Prothese (Beichenebene in Fig. 7), oder schräg
zu dieser. Hinsichtlich der implantierten Prothese bedeutet das wegen der Anteversion
des Oberschenkelhalses und -kopfes für den ersten ali einen Querverlauf der Beriihrungsebene
in der Ebene des natürlichen CCD-Winkels, d.h. von ventromedial nach dorsolateral.
Sol die Berührungsebene in ihrer Querrichtung frontal oder diagonal verlaufen, ist
sie gegenüber der Ebene des Hals-Stiel-Winkels der Prothese entsprechend gedreht
anzuordnen.
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Fig. 8 zeigt schließlich den Fall, in dem die Berührungsebene der
getrennt voneinander geführten Schenkelstücke im wesentlichen senkrecht zur Ebene
das Hals-Stiel-Winkels der Prothese liegt Dies könnte hinsichtlich der implantierten
Prothese aus statischon Gründen vorteilhaft sein. Beim Bruch eines der Schenkelstücke
könnte das noch intakte andere Schenkel stück dann eine Hilfsfunktion übernehmen.
Ein weiterer Vorteil liegt darin, daß nicht zwischen einer rechten und linken Prothese
zu unterscheiden ist.
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Die Berührungsflächen der Schenkelstücke 11' und 12' sind sunächst
glatt ausgeführt. Zur leichteren Einbringung des Schaftes in die Höhlung des Femurdiaphyse
können die Schenkel 11 und 12 unterhalb des Steges 13 entlang ihren Berührungsflächen
gegeneinander gefrückt werden. Dadurch verringern sich die Gesamtquerschnitte im
mittleren unteren Schaftteil. hebt man die Spannung nach dem Einbringen der Prothese
aif, weichen die Schenkel zurück und können sich sofort fest an die Innenwand der
Jiaphyse anlegen, sodaß sich ein Einzementieren erübrigen kann.
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Für eine zementfreie Implantation ist die Prothese mit zweigeteiltem
Schaft insbesondere dann geeignet, wenn die Schenkelstücke nach Implantation der
Prothese dauerhaft voneinander weg gespreizt werden können. des heißt bei Prothesen
vom Typ nach
Fig. 7 eine relativ zueinander erfolgende Verschiebung
des Zugschenkelstücks 12' nach @@teral und des Druckschenkelstücks 11' nach medial,
und bei Prothesen vom Typ nach Fig. @. 8 entweder eine Verschiebung des Druckschenkelstücks
11' nach ventral und des Zugschenkelstücks 12' nach dorsal oder auch jeweils umgekehrt.
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Dauerhafte Spreizung läßt sich durch Anordnung von Rillen oder sägezahnartigen
Rastenstufen odgl. im Bereich der gemeinsamen Berührungsflächen der Schenkelstücke
erzielen, wobei eine schrittweise Spreizung im Millimeterbereich ermöglicht werden
sollte.
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Das Prinzip wird in den Fig. 9a und 9b am Beispiel einer Prothese
vom Typ nach Fig. 7, mit der Variante, daß die Schenkelberührungsebene zu der zwischen
Schaftachse und Hals-Kopf-Achse ausgespannten Ebene parallel ist, erläutert. Zunächst
stellt Fig. 9a einen Schnitt A-B durch den Prothesenschaft in der in Fig. 7 kenntlich
gemachten Höhe dar. Durch Spreizen der beiden Schenkel stücke in Richtung der Pfeile
geraten sie dann in die nächste Rasterstufe wie in Fig. 9b dargestellt. Der Vorgangg
kann wiederholt werden. Durch diene Schenkelverschiebung wird der Prothesenschaft
in die Kortikalis imprägniert; das bewirkt, daß das System schneller stabi@ wird
und der Patient nach dem operativen Eingriff wesentlich früher aufstehen kann. Allerdings
ist dafür Sorge zu tragen, daß die Schenkelstücke beim Spreizen nicht versehentlich
unzulässig weit auseinauderweichen und dadurch die Femurdiaplyse möglicherweise
gesprengt wird. Dem kann durch eine Spreizbegrenzung vorgebeugt werden. Hierzu kann
die Schaftspitze so gestaltet sein, daß das Ende des einen Schenkelstücks schanler
als das des anderen ist, das breitere Endstück an einer Seitenkante einen gegen
das schmalere Endstück hinragenden Vorsprung aufweist und die gegenüberligende kante
des schmaleren Endstücks einen seitlichen Abstand su dem Vorsprung hat. Beim Spreizen
kann die Kante des schmaleren Endstücks nur so weit gegen den Vorprung bewegt werden,
bis sie an diesem anschlägt. Eine andere Höglichkeit für eine schere Anschlagbegrenzung
ist ein das der Berührungsfläche des einen Schenkelstücks in eine querliegende be@renzte
Hus oder schlitzförmige
Aussparung in der gegenüberieg'e'nden Berührungsfläche
des anderen Schenkelstücks hineinragender Stift oder Bolzen, der an dem einen Ende
der Nut oder Aussparung schließlich anschlägt.
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Bei allen Varianten der Femur-Endoprothese gemäß der Erfindung ist
eine Vergrößerung der Oberfläche der Prothese in ihren Bereichen der größten Kraftübertragung
auf den Femurknochen vorteilhaft, damit die Prothese dem Knochen die Druck- und
Zugkräfte intensiver übertragen kann. Jene Bereiche sind insbesondere der medial
gelegene obere Bereich des Prothesenschaftes und dessen Uebergang in den Prothesenkals
und der lateral gelegene untere Bereich des Prothesenschaftes. Zur Vergrößerung
der Prothesen oberfläche kann diese z.B. wellenartig "aufgerauht" sein, wie dies
in Sig. 7 repräsentativ für alle Ausgestaltungsformen der Femur-Endoprothese gemäß
der Erfindung angedeutet ist.
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Als Material oder Materialien für die Femur-Endopothese gemä9 der
Erfindung können diejenigen nach dem Stand der Technik Verwendung finden.