DE3839704A1 - Zementfreier verankerungsmechanismus fuer endoprothesen in knochen - Google Patents
Zementfreier verankerungsmechanismus fuer endoprothesen in knochenInfo
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Description
Von jeher ist beim alloplastischen Endoprothesenersatz das
Problem der Früh- und Spätlockerungen der Prothese aus dem
Knochen das kardinale Problem. Während die Frühlockerungen durch
Vermeidung von Infektionen einerseits und entsprechendes
Prothesendesign in Kombination mit einer gutem Implatattechnik
("press fit") bzw. Verwendung von Knochenzement weitgehend gelöst
werden konnten, stellen die aseptischen Spätlockerungen bei den
zementierten wie zementfreien Endoprothesen nach wie vor das
heutige Hauptproblem des alloplastischen Knochen- und
Gelenkersatzes dar.
Prinzipiell scheint das Schicksal der dauerhaften zementfreien
Verbindung von Knochen und Endoprothese von zwei Problemen
abzuhängen:
- - Von der Biokompatibilität des verwendeten Materials, d. h. die Fähigkeit des Materials mit dem Knochen einen dauerhaften Verbund einzugehen.
- - Von der mechanisch "pysiologischen" Übertragung der auf den Knochen einzuleitenden Kräfte an der Endoprothesen/Knochengrenze.
Bezüglich der Biokompatibilität des Endoprothesenmaterials sind
in der letzten Zeit deutliche Fortschritte z. B. durch Beschichten
der Prothesenoberfläche bzw. Vergrößerung der Prothesenoberfläche
z. B. durch Aufrauhen, Aufsintern kleiner Kugeln etc. erzielt
worden.
Bezüglich der optimalen mechanischen Krafteinleitung sind bislang
sehr unterschiedliche Wege beschritten worden. Prinzipiell muß
man das mechanische Problem der Krafteinleitung untergliedern in
- - das Problem der globalen Spannungsverteilung innerhalb der Prothese und ihrer Verformung aufgrund des konstruktiv bedingten Steifigkeitsverhaltens der Verbundkonstruktion Endoprothese/Knochen und
- -das Problem der lokalen Übertragung der Kräfte an der Knochen/Endoprothesengrenze.
Letztendlich entscheidend ist natürlich das lokale Geschehen an
der Knochen/Prothesengrenze, welches aber natürlich durch die
Gesamtform der Prothese und die Verformungen der
Verbundkonstruktion Endoprothese/Knochen mitbestimmt wird. Die
lokale Kraftübertragung ist letztendlich der Auslöser für die
Knochenreaktionen, d. h. die Umbauprozesse, die das Steifigkeits-
und Verformungsverhalten der Gesamtkonstruktion
Knochen/Endoprothese im Laufe der Zeit verändern. Ein
Endoprothesenkonzept muß diese Knochenumbauprozesse
berücksichtigen und sich zu Nutze machen, wenn eine Prothese
dauerhaft im Knochen verankert werden soll.
Ein besonderes Problem der Endoprothetik stellt die Verankerung
des Schaftes bei den zementfrei implantierten Hüftendoprothesen
dar. Beispielhaft seien aus der Vielzahl der auf dem Markt
befindlichen Hüftendoprothesen einige der neueren Konzepte
herausgegriffen.
- - FBO-Prothese mit "Biegemomentabstützung" um die Sagittalachse (Kummer). Die Prothese verzichtet jedoch nicht auf das konische Einpressen in den Femurschaft (mit den daraus resultierenden Zusatzspannungen) und zeigt eine 2-dimensional Konzeption, verzichtet also auf ventrale und dorsale Abstützung.
- - Im Gegensatz dazu fängt die Spotorno-Prothese das auftretende Biegemoment um die Sagittalachse über ventrale und dorsale Rippen auf, wirkt bezüglich der Normalkräfte jedoch wie der bekannte Keil mit Aufsprengwirkung des Femurschaftes.
- - Ingenieursmäßig interessant ist das neue Morscher-Konzept mit der proximalen lateralen Verankerungsfläche und der distalen Gleitbüchse, ein Prinzip, das sich als Trag-Stützkonstruktion im Maschinenbau ja schon seit langem bewährt hat.
- - Bei der Judet-, Lord-, Lübecker Spongiosametall- Prothese u. a. sollen Oberflächenrauhigkeiten über der ganzen Prothesenlänge das "Einwachsen" des Knochens in die Prothese ermöglichen.
- - Bei der PCA-Prothese, dem Marburger Prothesenkonzept sowie dem Morscher Gleithülsenkonzept u. a. soll durch Aufsintern kleiner Kugeln bzw. Titandrahtgeflecht durch Einwachsen des Knochens in diese Strukturen eine proximale Prothesenverankerung erzielt werden.
- - Bei der isoelastischen Prothese wird versucht durch Angleichen der Prothesensteifigkeit an die des Knochens eine physiologische Krafteinleitung zu erzielen.
- - Durch exaktes Ausmessen des individuellen Femurs, z. B. mittels CT-Bilder, und individuelle Anfertigung eines entsprechenden Schaftes soll eine möglichst große Kongruenz zwischen Femur und Prothesenschaft erzielt werden.
Bei all diesen Konzepten verändern jedoch lokale Knochenreaktio
nen die Gesamtsteifigkeit der Knochen/Endoprothesenkonstruktion.
Der direkt nach der Implantation herrschende Zustand wird durch
Knochenumbauprozesse verändert, auch die nach individuellen
CT-Bildern angefertigten Prothesen sind zunächst nur direkt nach
der Implantation mit dem Femur kongruent. Oft führen solche
Knochenumbauprozesse zum Auslockern der Prothese, obwohl die
exakten Mechanismen z. Zt. noch sehr kontrovers diskutiert
werden. Wohl sicher ist heute, daß z. B. eine Konsolenbildung am
distalen Teil der Prothese, die mehr oder weniger häufig bei
praktisch allen Prothesenmodellen beobachtet werden kann, nicht
mehr als Stabilitätszeichen gewertet werden darf, sondern
eigentlich als Versagen des Prothesenkonzepts betrachtet werden
muß; denn bei Beginn der Konsolenbildung wird die distale
Krafteinleitung über die Konsole verstärkt, der Knochen
reagiert nach den Pauwel'schen Knochenumbaugesetzen
(Fig. 1) mit Hypertrophie. Die Konsolenbildung verstärkt sich,
die Knochenhypertrohpie ebenso, es kommt zu einem circulus
vitiosus und einer kräftigen Konsolenbildung. Dadurch wird
die Prothese jedoch proximal entlastet ("Kräfte-Bypass"),
es kommt zu einer proximalen Inaktivitätsathropie, die
Prothese wird dort nicht mehr gehalten.
Ähnlich ist die Situation bei den Prothesen, bei denen
eine proximale Einheilung durch entsprechendes, z. B. aufge
rauhtes Oberflächendesign erzwungen werden soll; dadurch daß
der Knochen im distalen Prothesenbereich die volle Kör
perlast trägt und sich entsprechend verformt, ohne daß die
Prothese in diesem Bereich belastet wäre, kommt es zu
einer Relativbewegung zwischen Knochen und Endoprothese.
Diesem Umstand trägt zur Zeit in voller Konsequenz nur das
Morscher-Konzept mit distaler Gleithülse Rechnung, die die
axiale Relativbewegung zwischen Knochen und Prothese frei
gibt.
Der Versuch, die Übertragung der von der Prothese auf den
Knochen einzuleitenden Kräfte über die ganze Prothesenlänge
zu verteilen (z. B. mit Hilfe porös gestalteter Oberflächen),
ist zumindest dann problematisch, wenn die Prothesen
steifigkeit über der gesamten Schaftlänge deutlich höher
als die des Knochens ist (s. Fig. 2). Es kommt dann näm
lich trotz der über der ganzen Schaftlänge ausgeführten
rauhen Oberflächenstruktur zu einer im wesentlichen dista
len Kraftübertragung und zu einem Sprung im Normalkraftver
lauf am Schaftende. Nur bei einer Prothese, bei der die
distale Steifigkeit abnimmt, im Bsp. der Fig. 2 also sin
kendes E p A p , kann eine proximale Krafteinleitung erzielt
und ein Sprung der Krafteinleitung am Ende der Prothese im
distalen Femurschaft vermieden werden.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen zement
freien Verankerungsmechanismus für eine Endoprothese so zu
gestalten, daß die Kräfte in den Knochen optimal verteilt
und eingeleitet werden und daß ein stabiler Einheilungszu
stand der Endoprothese erreicht wird.
Diese Aufgabe ist gemäß der Erfindung durch die im kenn
zeichnenden Teil des Patentanspruches 1 angegebenen Merkma
le gelöst.
Demgemäß besteht der Verankerungsmechanismus aus einer
Vielzahl kleiner biegeelastischer, in Spongiosa und Korti
kalis reichender Halteelemente, z. B. Stege, Stäbe bzw.
Stifte, die derart dimensioniert sind, daß die durch die
Kraftübertragung auf den Knochen hervorgerufenen Umbaupro
zesse lokal zu dem festen Einbau einzelner Stäbe bzw.
festen Einbau einzelner Stäbe bzw.
Stifte, anderereits jedoch zu einer gewollten Auslockerung
anderer Biegestäbe bzw. Biegestifte führen.
Das Problem von Knochenan- und -abbau soll von der tragen
den Endoprothesenkonstruktion (Prothesenkorpus) abgetrennt
werden, da die Prothesenkonstruktion aus Festigkeitsgrün
den gestalterischen Zwängen unterliegt und daher i. .a. für
einen Knochen/Prothesenverbund zu steif ist. Dieses kann
z. B. (s. Anspruch 2) durch eine weiche Kunststoffbeschich
tung erreicht werden, die ein direktes Anwachsen des Kno
chens an den Prothesenkorpus und damit eine direkte Kraft
übertragung zwischen Knochen und Endoprothese verhindert.
Auch eine sehr glatte Oberfläche des tragenden Prothesen
teils kann das mechanisch feste Anwachsen des Knochens
evtl. verhindern.
Die eigentliche Übertragung der Kräfte von der Endoprothese auf
den Knochen erfolgt dann durch eine Vielzahl kleiner Elemente,
z. B. Biegestäbe oder Biegestifte (s. Hauptanspruch 1), die in die
Spongiosa bzw. Kortikalis hineinreichen, und an denen sich nun,
entsprechend den wirkenden Kräften, der Knochenan- und-abbau
vollzieht. Bei dem in Fig. 3 dargestellten Beispiel eines
Hüftendoprothesenschaftes sollen die Biegestäbe z. B. so
angeordnet werden, daß die auftretenden Kräfte möglichst als
Normalspannungen in Richtung der Trabekel (Anspruch 3)
weitergeleitet werden. Durch eine möglichst senkrechte Anordnung
der Biegestifte zueinander, wie in Fig. 3, können dann sowohl die
Normal- und Querkräfte als auch die Biege- und Torsionsmomente
von dem Prothesenkorpus auf den Knochen als Zug und Druckkräfte
übertragen werden.
Dabei können die in der Fig. 3 senkrecht zur
Prothesenkorpuslängsachse stehenden Biegestäbe auch als
Gewindebiegestäbestäbe ausgeführt werden (Anspruch 4). Dabei
würden dann die Biegestäbe gleichzeitig als, gegebenenfalls
selbstschneidende, Gewindegänge fungieren. Im Gegensatz zur
üblichen Schraubverankerung z. B. bei Hüftpfannen, bei denen die
Gewindegänge ja starr sind und kein Verhalten im Sinne des
Biegestabprinzips zulassen, haben die Biegestäbe bei einer
solchen Schraubausführung eine Doppelfunktion, indem sie
einerseits die Gewindegänge darstellen, andererseits als
Biegestäbe im hier beschriebenen Sinne fungieren. Zur Aufnahme
der Torsions-, Biegemomente und Querkräfte sind in Fig. 3
(Anspruch 5) Biegestäbe in Nuten in Prothesenkorpuslängsrichtung
eingebracht, die in etwa senkrecht zu den Gewindebiegestäben
stehen sollten.
Bei der Übertragung von Normal-, Querkräften, Torsions- und
Biegemomenten von dem Prothesenkorpus auf den Knochen über
Biegestäbe, die in einem bestimmten, möglichst rechtwinkligen,
Winkel zueinander stehen, besteht natürlich das Problem, daß
eine Druckbelastung auf irgendeinen Biegestab eine Schubbelastung
für einen anderen Biegestab bedeutet, der nicht parallel zu dem
ersten Biegstab angeordnet ist. Dieses Problem soll dadurch
gelöst werden, daß über die Biegestäbe Kappen gezogen werden,
in denen die Biegestäbe an den Kanten, der Biegestabspitze und
-basis etwas Spiel haben und in denen sie entsprechend gleiten
können. Gegebenenfalls können die Kappen an den Kanten und an der
Biegestabspitze mit einem weichen Material gepolstert sein
(Anspruch 7-9) (Fig. 6). Ebenfalls ist es möglich, die
Biegestäbe in einer Nut in dem Prothesenkorpus gleiten zu lassen
(Fig. 7). Auch hier ist es möglich, eine weiches Material
zwischen den Kanten des Biegestabes und den Nutenden zu
interponieren, das den Biegestab in einer Art Neutralposition hält
(Fig. 8) (Anspruch 10-12). Zur Verhinderung von Schubspannungen
in Längsrichtung von Biegestiften ist es möglich (Anspruch 13),
die Biegestifte in einer Bohrung im Prothesenkorpus gleitend zu
lagern, ggf. mit Hilfe von weichem Kunststoff mit dem
Prothesenkorpus zu verkleben und so in einer Art Neutralposition
zu halten. Es ist natürlich auch möglich, die Biegestifte mit
einer Kappe zu überziehen, in denen der Biegestift gleiten kann
(Anspruch 14).
Fig. 9 zeigt eine weitere mögliche Biegestabverankerung am
Beispiel einer tibialseitigen Knieendoprothese, bei der nach
Anspruch 6 zwei Verankerungselemente nach dem Biegestabprinzip im
Knochen durch ein Verbindungselement miteinander zur eigentlichen
Endoprothese verbunden werden.
Durch die beschriebene längsverschiebliche Verankerung der
Biegestäbe bzw. -stifte im Prothesenkorpus bzw. durch einen
entsprechenden Kappenüberzug läßt es sich erreichen, daß die von
dem Prothesenkorpus auf den Knochen zu übertragenden Normal-,
Querkräfte, Torsions- und Biegemomente über die Biegestäbe (und
in gewisser Weise auch über die Biegestifte) als reine Druck-
bzw. Zugkräfte an den Knochen weitergegeben werden. Damit haben
also die in Fig. 1 angesprochenen Knochenumbaugesetze von Pauwels
und Kummer volle Gültigkeit.
Die Gesamtsteifigkeit der Endoprothesenkonstruktion nach dem
Biegestab- bzw. -stiftprinzip setzt sich dann aus der
Steifigkeit des tragenden Teils, also des Prothesenkorpus, und
der Steifigkeit der Biegestäbe bzw. -stifte zusammen. Je nachdem,
ob die Stäbe bzw. Stifte vom Knochen vollständig oder nur
teilweise eingebaut werden (Fig. 10), ändert sich das
Steifigkeitsverhalten der Endoprothese; eine mehr prothesenferne
Ummauerung der Stäbe bzw. Stifte macht die Endoprothese weicher,
eine prothesennahe Ummauerung macht die Endoprothese härter,
wobei "härter" und "weicher" sich natürlich auf den Verbund
Knochen/Endoprothese beziehen. Die Dimensionierung der
Biegestäbe bzw. -stifte sollte dabei möglicherweise so erfolgen,
daß bei einer knöchernen Ummauerung der Biegestäbe bzw. -stifte
in ihrem mittleren Drittel die Prothesensteifigkeit proximal
leicht über der des Knochens, distal jedoch deutlich unter der
Steifigkeit des Knochens liegt (z. B. durch die Wahl weicherer
Biegestäbe bzw. -stifte). Eine solche Steifigkeitsauslegung hätte
nämlich zu Folge, daß die Krafteinleitung in den Knochen
kontinuierlich über der Prothesenlänge erfolgt, und daß es nicht
zu einem Sprung der Normal-, Biege- und Querkräfte am distalen
Prothesenende kommt. (Inwieweit ein solcher Sprung zu einer
lokalen Spannungserhöhung führt, welche ihrerseits der Anreiz für
eine, ja unerwünschte, Konsolenbildung sein könnte, ist zur Zeit
sicher rein spekulativ; auf jeden Fall ist es ungünstig, eine
Endoprothese konstruktiv so auszulegen, daß es dort, wo man eine
knöcherne Hypertrophie vermeiden will, zu einer relativen
Spannungserhöhung im Knochen kommt. Daher sollten distal harte
Prothesenkonstruktionen vermieden werden). Die Gesamtoberfläche
der Biegestäbe bzw. -stifte sollte z. B. so bemessen sein, daß bei
knöcherner Ummauerung von etwa 2/3 der Stäbe bzw. Stifte in ihrem
mittleren Drittel eine Übertragung der maximalen auftretenden
Kräfte möglich ist.
Der ideale Einheilungszustand einer solchen Biegestabprothese ist
in Fig. 3 am Beispiel eines Hüftendoprothesenschaftes dargestellt.
Die Biegestäbe sind ihrem mittleren und evtl. prothesenfernen
Drittel knöchern eingebaut, die daraus resultierende Steifigkeit
der Prothese liege proximal etwas über der des Femurhalses, die
distale Steifigkeit liege deutlich unter der des Femurhalses. Das
Problem der Knochenumbaureaktion findet bei einem solchen
Prothesenkonzept nicht mehr an dem tragenden, und aufgrund seiner
konstruktiv bedingten Steifigkeiten dazu völlig ungeeigneten,
Prothesenteil, sondern an den vielen dafür vorgesehenen
Biegestäben statt. Dabei ist ein einzelner schlecht
dimensionierter Biegestab, der konsekutiv auslockert, für das
Gesamtergebnis sicher besser, als eine konventionell dem Knochen
schlecht angepaßte und sich lockernde Prothese.
Entscheidend bei dem vorliegenden Prothesenkonzept jedoch ist,
daß Abweichungen von dem idealen Einheilungszustand (z. B. direkt
nach der Implantation) Knochenumbaureaktionen auslösen, die den
Idealzustand wiederherstellen. Den Knochenumbaureaktionen sollen
die in Fig. 1 dargestellten Gesetze (Pauwels, Kummer) zugrunde
gelegt werden. Folgende Abweichungen vom Idealzustand sind nun
denkbar, wobei im folgenden Text nur der Biegestab erwähnt ist;
analoge Überlegungen gelten natürlich auch für andere Halteelemente.
- 1. Ein einzelner Biegestab ist zu fest eingebaut, die angrenzenden Biegestäbe seien ideal eingebaut.
- Bei einer solchen Situation wird die Steifigkeit der Prothesen/Knochenkonstruktion im Bereich des fest eingebauten Stabes stark erhöht. Als Folge kommt es zu einer verstärkten Krafteinleitung über diesen Biegestab und, bei entsprechend dimensionierter Biegestaboberfläche, prothesennah zu einer lokalen Überlastung des Knochens mit nachfolgender Überlastungsatrophie des Knochens an dieser Stelle. Als Folge wird der Biegestab also nur noch prothesenfern gehalten, die Prothesen/Knochenkonstruktion in diesem Bereich wird wieder weicher, die Belastung des Biegestabes nimmt ab, die Nachbarbiegestäbe werden wieder mehr belastet, der Idealzustand ist wieder hergestellt.
- 2. Ein einzelner Biegestab ist nur an seinem prothesenfernen Ende eingebaut, die angrenzenden Stäbe seien ideal eingebaut.
- Durch den langen Hebel bei einer solchen knöchernen Einbausituation kommt es am prothesenfernen Ende des Biegestabes durch die belastungsabhängigen Bewegungen der tragenden Hülse zu Druck- und Zugbeanspruchung des Knochens, die aufgrund des langen Hebels bei entsprechender Staboberflächendimensionierung zu einer Knochenhypertrophie führen. Der entsprechende Stab wird also prothesennäher eingebaut, bis der unter 1. beschriebene Mechanismus ein weiteres Einbauen verhindert.
- 3. Die Prothese ist proximal fest eingebaut, der distale Teil wird kaum belastet.
- Durch den kompletten Einbau der proximalen Stäbe kommt es zu einer Steifigkeitszunahme der Prothese in diese Bereich, da die Durchbiegung der Stäbe durch den umgebenden Knochen verhindert wird. Dadurch werden die einzuleitenden Kräfte nicht mehr nach distal weitergeleitet, d. h. die gesamten Kräfte werden nur über die proximalen Stäbe an den Knochen weitergegeben. Bei entsprechender Dimensionierung der die Kräfte übertragenden Staboberfläche führt dieses zu einer lokalen Überlastung des Knochens an diesen Stäben, und zwar am Stabansatz und ggf. am Stabende (also dort, wo die Belastung am größten ist). Dort kommt es zur Überlastungsatrophie des Knochens. Dadurch wird die Prothese proximal wieder weicher, die Kräfte werden wieder nach distal weitergeleitet, proximal kommt es dadurch zur Entlastung, die Idealverankerung ist wieder hergestellt.
- 4. Die Prothese ist proximal ausgelockert, distal sitzt sie fest. Hier gilt der gleiche Mechanismus wie bei 3. Zusätzlich kann versucht werden, durch eine nach distal weicher werdende Prothesenhülse die Gefahr eines Kräftebypasses von vorneherein zu verringern.
- 5. Die Prothese ist proximal fest eingebaut, der distale Teil wird kaum belastet, zusätzlich ist es zu einer Kortikalisverdickung proximal gekommen.
- Übermäßige (primäre oder sekundäre) Kortikalisverdickungen stören die lokalen Prozesse an den proximalen Stäben nicht. Es kommt also auch hier zu der gewollten Auslockerung der Stäbe infolge der Überlastung durch die i. w. proximale Kraftübertragung. Die Übertragung der Kräfte auf die mehr distalen Stäbe erfolgt jedoch früher, da der Knochenschaft proximal ja nun steifer als normal ist und es daher früher zu Relativbewegungen zwischen Knochen und Endoprothese kommt. Der proximale Knochenteil wird also noch früher aus der Belastung herausgenommen, der Anreiz zu weiterer Hypertrophie in diese Bereich entfällt also.
- 6. Die Prothese ist proximal ausgelockert, distal sitzt sie fest, zusätzlich ist es zu einer Kortikalisverdickung distal gekommen.
- Es gelten exakt die gleichen Überlegungen wie unter 5. Zusätzlich kann durch eine nach distal weicher werdende Prothesenhülse die proximale Krafteinleitung von vorneherein betont werden.
- 7. Die Prothese ist proximal fest eingebaut, der distale Teil wird kaum belastet, zusätzliche Kortikalisverdickung distal.
- Die distale Kortikalisverdickung stört die lokalen Umbauprozesse an den proximalen Stäben nicht. Durch die erhöhte distale Knochensteifigkeit ist die Krafteinleitung distal jedoch etwas größer.
- 8. Die Prothese ist proximal ausgelockert, distal sitzt sie fest, zusätzliche Kortikalisverdickung proximal.
- Proximale Kortikalisverdickung stört die distalen Umbauvorgänge (Prothesennahe Auslockerung der distalen Biegestäbe infolge Überlastung) nicht. Der proximale Knochen wird lediglich durch seine erhöhte Steifigkeit etwas eher wieder belastet als bei normal steifer Kortikalis.
- 9. Gleichmäßige Idealverankerung. Kortikalis für Prothesensteifigkeit jedoch zu dick.
- Zu dicke Kortikalis (im Extremfall Steifigkeit des Knochens auch proximal höher als die der Prothese) führt bei zunächst gleichmäßiger Verankerung zu nur proximaler Krafteinleitung mit der entsprechenden lokalen Überlastung an den Stäben. Die proximalen Stäbe lockern aus, es kommt zu einer mehr distalen Krafteinleitung, die sich aber auf die nächsten proximal gelegenen Stäbe beschränkt, so daß auch diese auslockern etc. Zwar kommt es durch die folgende geringere proximale Belastung des Knochens infolge einer Inaktivitätsatrophie zu einer Dickenabnahme, trotzdem sollte eine zu weiche Prothese auf jeden Fall vermieden werden. Mindestens im proximalen Teil muß die Prothese härter als der Knochen sein.
- 10. Gleichmäßige Idealverankerung. Kortikalis für Prothesensteifigkeit jedoch zu dünn.
- Eine im Verhältnis zum Knochen zu harte Prothese führt aufgrund des "Kräftebypass" zu einer i. w. distalen Beanspruchung des Knochens. Bei nur geringradigem Mißverhältnis werden die lokalen Umbaureaktionen dieses ausgleichen können, d. h. es kommt zu einer Auslockerung der distalen Biegestäbe und als Folge zu einer Mehrbeanspruchung der proximalen Biegestäbe. Diesem Ausgleichsmechanismus sind natürlich Grenzen gesetzt, so daß eine extrem harte Prothese sicher ungünstig ist.
Wie aus den Punkten 1.-10. folgt, ist es möglich, bei Anwendung
und entsprechender Dimensionierung des Biegestab- bzw.
-stiftprinzipes eine zementfreie Verankerung im Knochen zu
erzielen, bei der die unvermeidlichen Knochenumbaureaktionen
durch Einbauen und Auslockern einzelner Biegestäbe bzw. -stifte
eine gleichmäßige Kraftübertragung in den Knochen gewährleisten.
Dabei kommt es quasi zu einem "steady state" der
Knochenumbaureaktionen, bei dem sich Knochenauf- und abbau in
einem stabilen Fließgleichgewicht befinden. Die Übertragung der
Kräfte und Momente geschieht also beim Biegestab- bzw.
-stiftprinzip nicht über den Prothesenkorpus, sondern über eine
Vielzahl kleiner Elemente (nämlich der Biegestäbe bzw. -stifte),
die durch ihre elastischen Biegeeigenschaften eine Verteilung der
zu übertragenden Kräfte über die gesamte Prothesenlänge
gewährleisten. Der Prothesenkorpus dient i. w. nur noch als
konstruktiv tragender Teil, Knochenumbaureaktionen am
Prothesenkorpus sind unerwünscht und können z. B. durch eine
Kunststoffbeschichtung des Prothesenkorpus vermieden werden.
Unerwünschte Schubbeanspruchung an den den Biegestäben bzw.
-stiften kann durch eine entsprechende gleitfähige Lagerung der
Stifte bzw. Stäbe im Prothesenkorpus oder aber durch einen
entsprechenden Kappenüberzug der Stäbe bzw. Stifte verhindert
werden.
Die Erfindung ist in Ausführungsbeispielen anhand der
Zeichnung näher erläutert. Es zeigt
Fig. 1 ein Diagramm der Druck- und Zugspannungsbereiche im
Schenkelhals eines Hüftgelenkes;
Fig. 2 die Krafteinleitung für Normalkräfte bei einem
schematisch dargestellten, d. h. stilisiertem Prothe
senschaft und Femur;
Fig. 3 eine schematische Darstellung einer zementfreien
Endoprothesenverankerung gemäß der Erfindung mit
Hilfe von Biegestäben bei einem Hüftendoprothesen
schaft;
Fig. 4 einen Schnitt längs IV-IV in Fig. 3;
Fig. 5 eine dreidimensionale Prinzipdarstellung einer
rechneroptimierten Endoprothese zur Verankerung im
Schenkelhals eines Schaffemurs;
Fig. 6a bis c jeweils schematische Darstellungen von Biege
stäben bzw. Biegestiften, die mit Kappen überzogen
sind, in der oberen Zeile jeweils im Querschnitt
und in der unteren Zeile mit der angegebenen
Schnittdarstellung;
Fig. 7a bis c jeweils Ausführungsbeispiele für die Lage
rung von Biegestäben in dem Prothesenkörper;
Fig. 8 eine schematische Darstellung einer weiteren Lage
rung eines Biegestiftes;
Fig. 9 eine schematische Darstellung einer zementfreien
Verankerung einer Knieendoprothese gemäß der Erfin
dung mit Hilfe von Biegestäben, die längs Gewinde
gängen angeordnet sind;
Fig. 10a bis c schematische Darstellungen des zunehmenden
Einbaus der Biegestäbe von Endoprothesen gemäß der
Erfindung.
In Fig. 1 sind die physiologischen Druck- und Zugspannungs
bereiche im Schenkelhals eines Hüftgelenkes unter Vernach
lässigung des Muskelzuges zur Erläuterung der Knochenumbau
reaktionen von Pauwels und Kummer dargestellt. Trotz der
Vernachlässigung des Muskelzuges reicht es jedoch für eine
Betrachtung der Knochenumbaureaktionen aus, den Spannungs
zustand allein unter dem Einfluß der Hüftresultierenden zu
grundezulegen. Die mit 1 gekennzeichneten Bereiche
zwischen 10 und 30 N/mm2 bzw. zwischen -5 und -15 n/mm2
kennzeichnen den wachstumsanregenden Spannungsbereich, an
die sich Bereiche oberhalb bzw. unterhalb anschließen, in
denen Überlastungsathropie auftritt. Die beiden Bereiche
sind durch einen Inaktivitätsbereich getrennt, in dem es zu
einer Entlastungsatrophie kommen dürfte.
In Fig. 2 ist schematisch eine Prothese 3 dargestellt, die
in einen Oberschenkelknochen 4, d. h. dem Femur eingesetzt
ist. Die Verankerung zwischen Prothese und Femur ist mit 5
bezeichnet. Wird eine Normalkraft F in die Prothese ein
geleitet, so wird diese aufgefangen durch Gegenkräfte A
und B, die jeweils das Produkt der Querschnittsflächen,
des Elastizitätsmoduls und der Verschiebung der Prothese
innerhalb des Oberschenkelknochens an den oberen bzw. unte
ren Verankerungen sind. Bei abnehmender Prothesensteifig
keit wird A größer, d. h. die Krafteinleitung an das proxi
male Ende verlegt. Bei zunehmender Prothesensteifigkeit
wird die Kraft B größer, d. h. es erfolgt ein Kräfte-Bypass
in Richtung auf das distale Ende.
In Fig. 3 ist ein Querschnitt durch eine Endoprothese für
einen Oberschenkelknochen 4 dargestellt. Die Prothese
weist einen Prothesenkorpus 6 und einen Prothesenhals 7
auf, wobei der Prothesenkorpus, wie aus den Fig. 4 und 5
hervorgeht, die Form eines auf gegenüberliegenden Seiten
abgeplatteten Zylinders zeigt. Auf der Zylinderfläche sind
Biegestäbe 8 eingesetzt, die, wie am besten aus Fig. 5 her
vorgeht, längs Gewindegängen G verlaufen. Als Material für
die Biegestäbe wird z. B. Stahl mit einem E-Modul von etwa
210 000 N/mm2 und einem G-Modul von etwa 82 000 N/mm2 einge
setzt. In besonderen Fällen, insbesondere bei hochbelaste
ten Punkten können die Biegestäbe auch aus anderen Materia
lien, so z. B. Titan sein. Titan ist in einigen Fällen
günstiger, weil dieses Material einen geringen E-Modul auf
weist und damit die Biegestäbe größere Elastizität bei
gleicher Formfestigkeit zeigen. In den abgeflachten Teilen
des Prothesenkorpus sind in Nuten 9 weitere Biegestäbe 8
angeordnet, die voneinander durch Distanzstücke 10
getrennt sind. Die Nuten verlaufen entweder in Richtung
einer Mantellinie, wie dieses in Fig. 5 gezeigt ist, oder,
wie in Fig. 3 gezeigt, in schräg zur Längsachse des Prothe
senkorpus verlaufenden Nuten. Der gesamte Prothesenkorpus
ist mit einem weichen Material 11 beschichtet, so z. B.
einem knochenverträglichen Kunststoff, wodurch ein Anwach
sen des Knochens 4 an den tragenden Teil der Prothese 3
bzw. die direkte Übertragung nennenswerter Kräfte zwischen
dem Knochen und dem tragenden Teil der Prothese nicht mög
lich ist.
In den Prothesenkorpus 6 werden zunächst die Biegestäbe 8
in den Zylinderflächen eingesetzt. Der Prothesenkorpus
kann dann in einen Gewindegang eingeschraubt werden, der
in den Knochen 4 eingefräst wurde. Um eine Lockerung der
Prothese zu verhindern, werden anschließend in die
Nuten 9 die Biegestäbe 8 eingesetzt, so daß eine Verdrehung
und Lockerung der Prothese verhindert wird.
Die Dimensionen der einzelnen Biegestäbe und ihre Positio
nen werden vorab, z. B. mit Hilfe einer Computer-Simulation
so gewählt, bis alle Biegestäbe in etwa die gleiche Druck
spannung auf den Knochen übertragen. Für eine Hüftendopro
these, wie sie in Fig. 5 gezeigt ist, werden niedrigste Be
lastungen aller Biegestäbe bei gleichzeitiger physiologi
scher Verteilung der Kräfte auf alle beteiligten Biegestäbe
durch eine Konfiguration erreicht, bei der die Nuten 9
parallel zu einer Mantellinie des zylindrischen Prothesen
körpers verlaufen und gleichzeitig die ventralen Biegestäbe
positiv und die dorsalen Biegestäbe negativ gekippt werden
und bei der ferner die Steigung der Gewindegänge, längs
der die übrigen Biegestäbe am Zylinderumfang angeordnet
sind, etwa 8° beträgt und die einzelnen Biegestäbe um +12°
bzw. -12° gekippt werden.
In Fig. 3 ist mit 12 noch die feste Außenzone, die Kortika
lis, und mit 13 das schwammartige Gerüstwerk feiner
Knochenbälkchen, die Spongiosa, bezeichnet. Mit 14 bezeich
nete Schraffuren kennzeichnen die Verwachsung des
Knochengewebes mit den Biegestäben. Eine ideale Verbindung
des Prothesenkorpus erfolgt bei einer Abstützung der
Biegestäbe 8 sowohl in Spongiosa als auch Kortikalis, wie
dieses für die in Fig. 3 oberen Biegestäbe gezeigt ist. Die
auftretenden Kräfte sollten dabei möglichst als Normalspan
nungen in Richtung der Knochenbälkchen, d. h. der Trabekel
weitergeleitet werden, d. h. daß die Biegestäbe senkrecht
zu diesen Trabekeln verlaufen.
Um eine Schubbelastung an der flachen Seite der Grenze
zwischen Biegestäben und Knochen zu verhindern bzw.
zumindest zu reduzieren, werden gemäß Fig. 6 die Biegestäbe
8 mit einer Kappe 21 abgedeckt, die den Biegestab an seinen
beiden flachen Seiten eng aber gleitfähig umgibt, an
den Kanten, der Basis und der Spitze des Biegestabes jedoch
etwas Spiel hat; vgl. Fig. 6a. Die Kappe
kann zumindest im Bereich der Basis des Biegestabes noch
über ein Polster 22 aus Kunststoff abgestützt werden, wie
dieses in Fig. 6b gezeigt ist. Ebenso ist es möglich, zwi
schen Kappe und Biegestab eine Kunststoffschicht 23 einzu
fügen, wie dieses in Fig. 6c gezeigt ist. Durch diese Maß
nahmen werden Schubbeanspruchungen auf die Biegestäbe nur
in einem geringen Maße übertragen. Bei der Ausführungsform
nach Fig. 6c werden zudem Stoßbelastungen auf die Biegestä
be gedämpft.
In Fig. 7a ist die Lagerung eines Biegestabes 8 in einer
Nut 9 dargestellt. Biegemomente werden zwischen Biegestab 8
und Prothesenkorpus 6 übertragen; bei einer Schubbe
anspruchung auf die Schmalseite der Biegestäbe können je
doch diese in der Nut gleiten.
Gemäß Fig. 7b werden die Biegestäbe 8 in einer Ausnehmung
oder einer Nut 9 gelagert, wobei an den Schmalseiten der
Biegestäbe zwischen diesen und der Nut jeweils ein Polster
körper 24, z. B. aus Kunststoff vorgesehen ist. Hierdurch
werden Biegemomente zwischen Biegestab und Prothesenkorpus
zwar übertragen, es kommt jedoch nur zu einer geringen Wei
tergabe dieser Schubbeanspruchung auf den Prothesenkorpus.
In Fig. 7c ist in eine Längsnut 9 des Prothesenkorpus 6
ein metallenes Zahnstück 28 eingesetzt, in dessen Ausneh
mungen die einzelnen Biegestäbe eingefügt sind. Diese Bie
gestäbe 8 sind wiederum gegenüber dem Zahnstück durch
Kunststoffpolster 25 abgestützt.
In Fig. 8 ist eine Lagerung eines Biegestabes 8 in einer
Nut 9 dargestellt, bei der die Basis des Biegestabes all
seitig in einem Kunststoff 26 eingebettet ist. Mit 27 ist
hierbei eine äußere Schale des Prothesenkorpus bezeichnet,
die als metallenes Pfannenlager dient, wohingegen die
Biegestäbe 8 in einer darunter liegenden Kunststoffschale
28 gelagert sind. Durch das Kunststoffpolster 26 sind die
Biegestäbe 8 auch in ihrer Längsrichtung in gewissen
Grenzen verschiebbar.
In Fig. 9 ist eine Endoprothese 3 für einen Schienbeinkno
chen 4′ im Bereich des Knies dargestellt. Angedeutet ist
wieder die feste Außenzone 12′, die Kortikalis, und das
schwammartige Knochengewebe 13′, die Spongiosa. Die Endo
prothese 3 weist zwei Prothesenkörper 6 a und 6 b auf, die
jeweils Biegestäbe 8 aufweisen, die entlang von Gewindegän
gen G angeordnet sind, und ferner Biegestäbe 8, die in
einer Nut 9 gehalten sind. Die letztgenannten Biegestäbe
dienen im wesentlichen wiederum zur Aufnahme der Torsions-
und Biegebeanspruchung und werden erst nach Einschrauben
der beiden Prothesenkörper 6 a und 6 b eingesetzt. Die bei
den Prothesenkörper 6 a und 6 b sind mit einem Verbindungs
element 31 miteinander verbunden, so daß die beiden Prothe
senkörper 6 a und 6 b gemeinsam mit diesem Verbindungsele
ment 31 die eigentliche Endoprothese bilden.
In den Fig. 10a bis c ist jeweils ein unterschiedlicher Zu
stand der "Ummauerung" der Biegestäbe 8 eines Prothesenkör
pers durch Knochengewebe gezeigt, wobei die Einlagerung
bzw. Ummauerung der Biegestifte 8 in dem Knochengewebe
wiederum durch das Bezugszeichen 14 angedeutet ist. In
Fig. 10a wird der Prothesenkörper 6 im wesentlichen nur
durch den Eingriff der Biegestäbe 8 in Spongiosa 13 und
Kortikalis 12 hergestellt, wohingegen in den Fig. 10b und
10c jeweils fortschreitende Verbindungen 14 zwischen Kno
chengewebe und Biegestiften 8 dargestellt sind.
Durch die beschriebenen Konstruktionen von Endoprothesen
kommt es bei entsprechender Dimensionierung und Positionie
rung der Biegestäbe bzw. Biegestifte und entsprechende
Materialauswahl zu einem dynamischen Gleichgewicht zwischen
Knochenanbau und Knochenabbau und somit letztendlich zu
einer weitgehend gleichmäßigen Belastung aller Biegestäbe
bzw. Biegestifte. Im Verlauf des Einheilungsvorgangs kann
es dabei auch zu einer vollständigen und stabilen knöcher
nen Ummauerung einiger oder aller Biegestäbe kommen. Die
Biegeelastizität der Biegestäbe sollte durch Material und
Form so gewählt werden, daß es zu einer gleichmäßigen
verteilten Lasteinleitung in den Knochen kommt. Geeignete
Materialien sind, neben Stahl und Titan, andere Metalle,
Kunststoffe und Verbundwerkstoffe sowie Faserwerkstoffe,
sofern sie die oben definierte Biegeelastizität erfüllen.
Die Form der Biegestäbe ergibt sich primär aus der
geforderten Biegeelastizität. Die Formgebung sollte so
gewählt werden, daß die maximalen auf den Knochen aufge
brachten Spannungen prothesenkorpusnah erreicht werden.
Zylindrische, konisch spitz zulaufende Biegestäbe oder
solche mit rechteckigem Querschnitt sind geeignet. Für die
Abstützung einer solchen Endoprothese im Schenkelhals eines
Schaffemurs werden ca. 20 Biegestäbe aus Stahl mit
rechteckigem Querschnitt zwischen etwa 3,5 und 6 Millimeter
Länge und ca. 2 bis 4 Millimeter Breite und einer Dicke von
1 bis 2 Millimetern erforderlich. Anstelle der erwähnten
Biegestäbe können auch andere Halteelemente, so z. B. Stege
verwendet werden, sofern mit diesen die erwähnten Knochen
umbaureaktionen erzielt werden können.
Claims (12)
1. Zementfreier Verankerungsmechanismus für Endoprothesen
in Knochen, dadurch gekennzeichnet, daß die Übertragung
der auf den Knochen (4) einzuleitenden Kräfte durch
biegeelastische Halteelemente (Biegestäbe 8) erfolgt,
die so ausgelegt sind, daß es bei einer im Vergleich zu
den anderen Halteelementen verstärkten knöchernen Um
mauerung (14) eines einzelnen Halteelementes zu einer
verstärkten Lasteinleitung in den Knochen (4) über
dieses Halteelement kommt.
2. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß der Prothesenkorpus (6) mit einem weichen,
ein Anwachsen des Knochens an den Prothesenkorpus (6)
verhindernden Material (11) beschichtet ist.
3. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 1 oder 2, dadurch
gekennzeichnet, daß die Biegestäbe (8) senkrecht zu den
Trabekeln des Knochengewebes verlaufen.
4. Verankerungsmechanismus nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Biegestäbe
(8) um den Prothesenkorpus (6) im Sinne von Gewindegän
gen (G) so angeordnet sind, daß sich die Endoprothese
(3) als Schraubelement in den Knochen (4) einbringen
läßt.
5. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 4, dadurch gekenn
zeichnet, daß zur Aufnahme der Torsions- und Biegemomen
te zusätzliche Biegestäbe (8) im wesentlichen in Längs
richtung des Prothesenkorpus (6) vorgesehen sind, die
nicht im Verlauf der Gewindegänge (G) liegen.
6. Verankerungsmechanismus nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß mehrere Prothe
senkörper (6 a, 6 b) unabhängig voneinander in dem Kno
chen verankert und durch Verbindungselemente (31) zur
Bildung der eigentlichen Endoprothese miteinander ver
bunden sind.
7. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß die Biegestäbe (8) mit einer Kappe (21)
abgedeckt sind, die den Biegestab an zwei gegenüberlie
genden Seiten eng aber gleitfähig umgibt, an den ande
ren Seiten sowie an der Biegestabbasis und -spitze je
doch etwas Spiel hat.
8. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 7, dadurch gekenn
zeichnet, daß zur Reduzierung der Schubbeanspruchung
der Biegestäbe (8) die Kappe (21) an den Kanten und
ggf. an der Biegestabspitze sich auf einem Polster (22,
23) aus weichem Material abstützt.
9. Zementfreier Verankerungsmechanismus für Endoprothesen
im Knochen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
zwischen Kappe (21) und Biegestab (8) an allen Flächen
und Kanten ein Polster (23) interponiert ist.
10. Zementfreier Verankerungsmechanismus für Endoprothesen
im Knochen nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß
die Biegestäbe (8) im Prothesenkorpus (6) in einer Nut
(9) so gelagert werden, daß Biegemomente zwischen Biege
stab und Prothesenkorpus zwar übertragen werden können,
es bei Schubbeanspruchung der Biegestäbe (8) jedoch zu
einem Gleiten zwischen Prothesenkorpus (6) und Biege
stab (8) in der Nut (9) kommt.
11. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 1, dadurch gekenn
zeichnet, daß zur Reduzierung bzw.Verhinderung einer
Schubbelastung an der Biegestab/Knochengrenze die Biege
stäbe (8) im Prothesenkorpus (6) unter Zwischenschal
tung zumindest eines elastischen Polsters (24, 25, 26)
gelagert sind.
12. Verankerungsmechanismus nach Anspruch 11, dadurch ge
kennzeichnet, daß zumindest ein Polster (27) in Längs
richtung des Biegestabes (8) zwischen diesem und dem
Prothesenkorpus (6) vorgesehen ist.
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