DE68908051T2

DE68908051T2 - Femorale Hüftgelenksprothese zur Verteilung der Belastung.

Info

Publication number: DE68908051T2
Application number: DE89308760T
Authority: DE
Inventors: David C Kelman; Todd Smith
Original assignee: DePuy Inc
Current assignee: DePuy Synthes Inc
Priority date: 1988-08-31
Filing date: 1989-08-30
Publication date: 1993-11-18
Anticipated expiration: 2009-08-31
Also published as: ATE92298T1; CA1325697C; AU4087089A; JP2960078B2; NZ230483A; ES2044128T3; AU616554B2; EP0358399A1; DE68908051D1; EP0358399B1; JPH02144055A

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft allgemein eine femorale Hüftprothese und besonders eine femorale Komponente, welche belastungsangepaßt werden kann, um optimal die Belastung mit der Femur zu teilen, in welche sie implantiert ist.
Auf der Basis der Grundsätze des Wolff'schen Gesetzes, welches festlegt, dar Knochengewebe sich in direkter Relation zu der ihr zugefügten Belastung umformt, ist es wünschenswert, Knochen bei einem optimalen Level zu belasten, um die Rückbildung von Arthroplastik nach THR (Totaler Hüftersatz) zu minimieren und zu kontrollieren. Gewöhnlich begleitet ein gewisser Grad von proximaler Femurknochen-Rückbildung den totalen Hüftersatz. Aufgrund mechanischer Steifheit schützen typischerweise Metallimplantate den proximalen Knochen bis zu einem gewissen Grad vor Belastung. Bei Patienten mit relativ großen intramedullaren Kanälen, welche für die optimale Einpassung ein Implantat mit großem Durchmesser benötigen, kann der Schutz gegen Belastung besonders schwierig sein. Im extremsten Falle kann der proximale Femoralknochen auf einen kleinen Teil seiner ursprünglichen Masse resorbieren, was möglicherweise einen Verlust der Tragfähigkeit des Implantats oder einen Bruch des Implantats verursachen kann. Es ist ungünstig, daß die Biegesteifheit des Implantats exponentiell, typischerweise mit Potenzen zwischen zwei und vier, abhängig von der Geometrie des Implantats in Relation zu den linearen Anstiegen der Dimension des Implantats ansteigt. Weiterhin verschlimmert die Situation die Tatsache, daß eine nur geringe Korrelation zwischen der Größe des Patienten und dem Durchmesser des Intramedullarkanals besteht. Das heißt, eine kleine, verhältnismäßig leichte Person kann eine Femur mit einem Kanal großen Durchmessers haben und eine sehr viel größere Person kann eine Femur mit einem Kanal kleineren Durchmessers haben. Deswegen ist es wünschenswert, ein Implantat, besonders ein Implantat größeren Durchmessers, mit im Verhältnis zu seiner Masse stark reduzierter Steifheit, herzustellen.
Dies kann auf mehreren Wegen durchgeführt werden. So kann zum Beispiel die Verwendung von Materialien, welche von Natur aus weniger steif sind, das heißt, einen geringeren Biegemodul besitzen, erwogen werden. So kann die Verwendung von Titanlegierung oder einer kohlenstoffaserverstärkten Polymerzusammensetzung anstatt der steiferen Kobalt-Chrom-Legierung in Betracht gezogen werden. Ein Implantat kann auch ausgehöhlt werden. Dieses Verfahren ist jedoch aufgrund der Tatsache, daß das zentral angeordnete Material nur wenig zur Steifheit des Implantats beiträgt, wenig effektiv. Wenn zum Beispiel ein Implantat mit einem runden Stiel von 16 mm Durchmesser auf eine Wanddicke von lediglich 2 mm ausgehöhlt wird, beträgt die sich ergebende Verringerung bei der Biegesteifheit nur 32%, während die Verringerung der Masse 56% beträgt. Interessanterweise ist ein Stiel mit einem 16 mm-Durchmesser 6.5 mal steifer als der Stiel mit einem 10 mm-Durchmesser. Morschner und Dick berichteten in ihrer Arbeit "Zementioses Fixieren von aus Kunststoffmaterialien hergestellten "isoelastischen" Hüft-Endprothesen", Clinical Orthopaedics, Juni, 1983, Ausgabe 176, Seiten 77-87, von neunjähriger klinischer Erfahrung mit einer sogenannten "isoelastischen" Schaftprothese, die unter Verwendung von Polyacetalharz hergestellt wurde, um Kräfte von der Pelvis durch den femoralen Kopf und Hals in die Femur zu übertragen. Sie stellten fest: "Das optimale Fixieren eines Implantats hängt hauptsächlich von seiner Gestaltung und seinem Material ab. Die Einfügung eines künstlichen Gelenks bewirkt die Neubildung der Knochenstruktur. Wenn keine Stabilität erreicht wird, wird sich das Implantat früher oder später lösen. Die Elastizität und folglich auch die Deformation eines Implantats hängen von dem Elastizitätsmodul des Materials und der Gestaltung der Prothese ab. Durch das Anpassen der physikalischen Eigenschaften des Fremdmaterials an das des Knochengewebes, sowie der Gestaltung der Prothese an den femoralen Schaft, würde das gesamte System die gleiche Elastizität wie eine normale Femur haben. Eine elastischere Hüftendprothese könnte auch als eine Stoßdämpfung während des Gehens dienen, besonders in den Fersen/Aufsetz- und Fußspitzen/Abheb-Phasen."
Sie fuhren fort zu erklären, daß dies das Konzept der "isoelastischen" Hüftendprothese war, die 1973 von Robert Mathys hergestellt und implantiert wurde. Bei diesem Beispiel war die Prothese aus Polyacetalharz, welches einen dem Knochengewebe nahekommenden Elastizitätsmodul, gute Haltbarkeit, und die Festigkeit für hochbelastete Komponeneten in Kombination mit guter Gewebeverträglichkeit hat. Um die erworbene Strukturstärke bei dem Halsabschnitt zu erreichen, wurde die Komponente durch einen Metallkern verstärkt, der sich zur Spitze hin verjüngt, um die Elastizität des Stiels zu erhöhen, was es dem Stiel der Prothese erlaubt, der Deformation des Knochens zu folgen. Bei der Kommentierung der Gestaltung stellten die Autoren weiterhin fest:"Isoelastizität impliziert die optimale Annäherung der physikalischen Eigenschaften eines Implantats an solche des Knochens. Eine ideale Isoelastizität kann man jedoch nie erreichen, da Knochen anisotrop sind und die für Gelenkarthroplastik verwendeten alloplastischen Materialien isotrope Eigenschaften aufweisen. Zusätzlich gibt es keine Anpassung der Strukturen an die bei der Hüfte ausgeübten Kräfte, wie im Fall eines lebendigen Knochens. Darüberhinaus kann die Vielfalt einzelner Formen und Stärken menschlicher Knochen nie durch ein künstliches Gelenk ersetzt werden. Jedoch sollte die Verwendung elastischerer Materialien die Nachteile der heutzutage verwendeten steifen Materialien vermeiden".
Das US-Patent Nr. 4,287,617 ausgestellt an Tornier, beschreibt eine Hüftprothese mit einem Femoralstiel, welcher ein Maß an Elastizität besitzt, von dem Morschner und Dick gesprochen haben. Eine schräg verlaufender Abschnitt des Stiels von Tornier hat die Form einer im wesentlichen rechtwinkligen Röhre, bei welch er eine der Schmalseiten nahezu weggeschnitten ist, um einen sehr großen Schlitz zu lassen. Von dem auf diese Art und Weise gewonnenen C-förmigen Abschnitt wird behauptet, eine exzellente Scherungselastizität aufzuweisen, welche die Positionierung des Stifts in dem medullaren Hohlraum durch Einfügung erleichtert. Andere festgestellte Vorteile sind, daß der Stift nicht so schwer ist wie feste Gestaltungen, und daß der Hohlraum das Knochenwachstum fördert.
Eine andere Annäherung an das Vorhergehende ist Gegenstand des weithin dem Miterfinder Todd S. Smith zugeschriebenen US-Patents Nr.4 808 186 mit dem Titel "Femorales Hüftimplantat mit kontrollierter Steifheit". Bei dieser Konstruktion ist die Mittelseite der Implantatlänge ausgefräst, um einen kanalförmigen Stielquerschnitt zu bilden. Die Menge des entfernten Materials bestimmt die sich ergebende Abnahme an Steifheit des Implantats, während die äußere Form im wesentlichen unverändert bleibt, mit der Ausnahme des offenen Kanals auf der Mittelseite des Implantats. Der sich ergebende längliche Kanal liegt im allgemeinen in der Koronarebene, wenn der Stiel im implantierten Zustand ist. Die Tiefe des Kanals variiert zwischen dem proximalen und dem distalen Ende des femoralen Implantats, um so auf das Massenträgheitsmoment bei jeder gegebenen Stelle entlang des Stiels einzuwirken, um dadurch eine optimale Stielflexibilität zu erreichen. Das heißt, der Stiel ist so geformt, daß er an bestimmten Stellen entlang seiner Länge im wesentlichen der Flexibilität der Femur selbst entspricht.
In der DE-A-2247721 wird eine Hüftgelenkprothese mit einem ersten zusammenwirkenden Teil, das an einem ersten Knochen mit einem Intramedullarkanal befestigbar ist und einem zweiten zusammenwirkenden Teil, das an einem zweiten Knochen befestigbar ist, beschrieben, wobei die Teile ineinandergreifbar und in Bezug aufeinander bewegbar sind, wobei das erste Teil einen länglichen Stiel mit einer Längsachse hat, die allgemein in einer Koronarebene liegt und von dem Intramedullarkanal des ersten Knochens aufnehmbar ist, wobei sich dieser Stiel zwischen einem proximalen und einem distalen Ende erstreckt und mindestens einen reduzierten mittleren Stielabschnitt hat, um so das Massenträgheitsmoment an einer bestimmten Stelle entlang der Länge des Stiels zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen. Jedoch ist der Stiel der DE-A-2247721 insoweit nachteilig, als daß dessen Querschnitt entlang dem mittleren Stielabschnitt variiert. Demzufolge neigt der mittlere Stielabschnitt dazu, bei Einfügung des ersten Teils in den Intramedullarkanal beschädigt zu werden.
Gemäß einem ersten Aspekt der Erfindung wird ein Bestandteil eines künstlichen Gelenkes für den Ersatz eines beschädigten natürlichen Gelenkes in einer Skelettstruktur eines Körpers mit einer Prothese mit einem ersten zusammenwirkenden Teil, das an einem ersten langen Knochen mit einem Intramedullarkanalbefestigbar ist, und einem zweiten zusammenwirkenden Teil, das an einem zweiten Knochen befestigbar ist, bereitgestellt, wobei das erste und das zweite zusammenwirkende Teil ineinandergreifen und in Bezug aufeinander bewegbar sind, um eine Relativbewegung zwischen dem ersten und dem zweiten Knochen zu erlauben,
wobei der Bestandteil einen länglichen Stiel mit einer Längsachse, die allgemein in einer Koronarebene liegt und aus einem Stück mit dem ersten zusammenwirkenden Teil besteht und von dem Intramedullarkanal des ersten Knochens aufnehmbar ist, umfaßt, wobei sich dieser Stiel zwischen einem proximalen und einem distalen Ende erstreckt und einen reduzierten mittleren Stielabschnitt in einem Bereich hat, der sowohl vom proximalen als auch vom distalen Ende einen Abstand hat, um so das Massenträgheitsmoment an irgendeiner Stelle entlang der Länge des Stiels zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen, dadurch gekennzeichnet, daß der mittlere Stielabschnitt entlang seiner Länge einen im wesentlichen gleichmäßigen Querschnitt besitzt.
Gemäß einem zweiten Aspekt der Erfindung wird ein künstliches Gelenk für den Ersatz eines beschädigten natürlichen Gelenkes in einer Skelettstruktur eines Körpers mit
einem becherförmigen Pfannenteil, das an einem ersten Knochen des Gelenkes befestigbar ist,
einem Kugelteil, das drehbar in das Pfannenteil eingreifen kann,
einem Befestigungsteil mit einem länglichen Stiel zur Befestigung des Kugelteils an einem zweiten Knochen getrennt von dem ersten Knochen, wobei der zweite Knochen ein langer Knochen mit einem Intramedullarkanal ist, der Stiel eine Längsachse besitzt, die allgemein in einer Koronarebene liegt und von dem Intramedullarkanal des zweiten Knochens aufgenommen werden kann, der Stiel sich von einem Proximalende nahe dem Kugelteil bis zu einem Distalende in einem Abstand von dem Kugelteil erstreckt und einen reduzierten mittleren Stielabschnitt in einem Bereich im Abstand sowohl von dem Proximalende als auch von dem Distalende hat, der Stiel einen proximalen, mittleren und distalen Abschnitt begrenzt, wobei jeder Abschnitt an jeweiligen proximalen und distalen Enden endet, das Proximalende des proximalen Abschnittes an dem Kugelteil befestigt ist und das Distalende des distalen Abschnittes ein Abschlußende des Stiels begrenzt, und
wobei das Distalende des proximalen Abschnittes und das Proximalende der distalen Abschnitte jeweils direkt an eine sich verjüngende Verbindung mit dem proximalen bzw. distalen Ende des Mittelabschnittes angrenzen,
dadurch gekennzeichnet, daß die Querschnittsfläche des Mittelabschnittes über seine Länge einen im wesentlichen gleichmäßigen Querschnitt hat, um so das Massenträgheitsmoment an irgendeiner Stelle entlang der Länge des Stiels zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen.
Kurz gesagt, der zentrale Abschnitt der Länge des Implantats wird bearbeitet, um seine äußern Dimension derart zu reduzieren, daß er einen geringeren Querschnitt hat. Die Menge des entfernten Materials bestimmt die Abnahme an Steifheit des Implantats.
Wegen der Reduzierung des Trägheitsmoments des Implantatstiels ist dieser flexibler. Er erfährt wegen seiner reduzierten Abschnittsgröße auch höhere Stielbelastungen bei Belastungen des Implantats. Deswegen muß man eine sorgfältige Ausgewogenheit zwischen der Menge des von dem Stiel entfernten Materials und den zu erwartenden Belastungsstärken, die durch die einzelne Implantatsgröße erwartet werden, erreichen.
Das von der Peripherie der mittleren Stielregion des Implantats entfernte Material kann eine einheitliche Form haben oder bevorzugt sein. Die Menge des den reduzierten Implantatsabschnitt umfassenden Materials kann zwischen dem proximalen und distalen Ende des femoralen Implantats veränderlich sein, um so das Massenträgheitsmoment an irgendeiner Stelle entlang der Länge des Stiels zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen. Das heißt, der Stiel ist so geformt, daß an bestimmten Stellen entlang seiner Länge er im wesentlichen in Wechselwirkung zu der Flexibilität der Femur selbst stehen kann.
Es ist jedoch wünschenswert, daß, wenn der mittlere Stielabschnitt geformt wird, das sich ergebende Ausmaß des mittleren Stiels nicht geringer ist als 25% des ursprünglichen Querschnittsausmaßes, vorausgesetzt, die Querschnittsform ist annähernd eine runde. Die dieses Verhältnis stützenden Gründe schliefen die Tatsache ein, daß der Stiel sich sonst wegen der für die Einfügung des Implantats in die Femur benötigten Schlagkräfte deformieren kann. Tatsächlich ist es zur Verhinderung dieser außerordentlichen Schwierigkeit vorzugswürdig, daß der End-Querschnittsbereich nicht weniger als 25% des Ausmaßes eines vergleichbaren ganzen, nicht profilierten Implantatstiels beträgt.
Der Femoralstiel, der die Eigenschaften der Erfindung aufweist, kann aus irgendeinem der im allgemeinen für Implantate verwendeten Materialien einschließlich Titan, Titanlegierung, Kobalt-Chrom- Legierung und Verbundmaterialien bestehen. Jedoch kann man auch die Verwendung von Keramiken und gesinterte Pulvermetallkonstruktionen in Erwägung ziehen.
Der reduzierte mittlere Stielabschnitt selbst kann während eines Formvorgangs oder durch mechanische oder chemische Fräsverfahren, oder in irgendeiner anderen geeigneten Form gebildet werden.
Auch wird gemäß der Erfindung in Betracht gezogen, daß es eine Reihe von Standardgrößen von Stielen geben könnte, vielleicht sieben bis zehn verschiedene Größen, die sich im Außendurchmesser, in der Länge, im Ausmaß des reduzierten mittleren Stielabschnitts, sowie in dem Betrag der Verjüngung von dem proximalen bis zu dem distalen Ende des Stiels unterscheiden. Die nächstkommenden Größen würden vor dem operativen Eingriff röntgenologisch festgelegt, obwohl man die Größe, für deren Implantierung man sich entscheidet, noch bis zuletzt während des operativen Eingriffs ausgewählt werden kann.
Andere und weitere Merkmale, Vorzüge, und Vorteile der Erfindung werden aus den folgenden Beschreibungen in Verbindung mit den folgenden Zeichnungen offensichtlich werden. Es versteht sich, daß die vorstehende allgemeine Beschreibung und die folgende detaillierte Beschreibung exemplarisch und erläuternd sind, jedoch nicht die Erfindung beschränken. Die beiliegenden Zeichnungen, welche in diese eingearbeitet sind und einen Teil dieser Erfindung ausmachen, stellen eine der Ausführungsformen der Erfindung dar und dienen zusammen mit der Beschreibung dazu, die Prinzipien der Erfindung in allgemeinen Worten zu erklären. Gleiche Ziffern beziehen sich durch die Beschreibung durchgehend auf gleiche Teile.
Fig. 1 ist eine Seitenansicht einer Hüftprothese, einschließlich eines Femoralbestandteils nach der Erfindung, wobei bestimmte Teile weggeschnitten und im Querschnitt gezeigt sind,
Fig. 2 ist eine im großen und ganzen entlang der Linie 2-2 in Fig.1 vorgenommene Querschnittsansicht,
Fig. 3 ist ein Säulendiagramm, das die relative Steifheit einer Reihe von Stielen verschiedenen Durchmessers für femorale Bestandteile anzeigt, welche gegenwärtig kommerziell erhältlich sind,
Fig. 4 ist eine Querschnittsansicht des Stiels eines femoralen Bestandteils mit einem kreisrunden Querschnitt, bei dem eine erfindungsgemäße Modifikation ansteht,
Fig. 5 ist teilweise eine schematische Seitenansicht, teilweise im Schnitt, eines femoralen Bestandteils nach der Erfindung, und teilweise ein Diagramm, das die Schnitteigenschaften an verschiedenen Stellen des Implantats zeigt, und
Fig. 6 ist ein Diagramm, das die relative Flexibilität der Reihe von femoralen Bestandteilen, welche in Fig. 5 gezeigt wurden, erläutert.
Wenden Sie sich nun den Zeichnungen zu, zu Anfang Fig. 1, welche eine Hüftprothese 20 darstellt, die die Erfindung verkörpert. Wie dargestellt, ist ein femoraler Bestandteil 22 passend in die Femur 24 implantiert und steht in zusammenwirkenden Eingriff mit einem acetabulären Bestandteil 26. Letzterer Bestandteil ist passend in das Acetabulum 28 der Pelvis 30 implantiert. In der üblichen Form hat der femorale Bestandteil 22 eine Verjüngung 32 an seinem äußersten proximalen Ende, die anpaßt ist, um angepaßt daran eine Kugel 34 aufzunehmen. Die Kugel steht ihrerseits in drehbarem Eingriff mit einem Lager 36 des acetabulären Bestandteils 26, welcher in einer kugelförmigen Metallschale 38 gehalten wird, die im großen und ganzen an der Pelvis 30 befestigt ist. Der femorale Bestandteil 22 schließt weiterhin eine Schulter 40 ein, wobei die Verjüngung 32 mit der Schulter über einen Hals 42 verbunden ist. Ein Stiel 44 erstreckt sich von der Schulter 40 zu einem distalen oder Spitzenende 46.
In einer gewöhnlichen Art, wird der Stiel 44 in dem Intramedullarkanal 48 der Femur 24 aufgenommen. Der Stiel 44 ist mit einem reduzierten mittleren Abschnitt 50 ausgebildet, welcher allgemein in der Koronarebene des Körpers der Person liegt, welcher die Prothese implantiert wurde. Zweck des reduzierten mittleren Abschnitts 50 (beachten Sie besonders Fig. 2) zwischen dem proximalen und distalen Ende des femoralen Bestandteils 22 ist es, das Massenträgheitsmoment des femoralen Bestandteils 22 entlang der Länge des Stiels 44 zu beeinflussen, um dadurch eine optimale Stielflexibilität zu erreichen. Die Form des Querschnitts 50 kann, gegebenenfalls einschließlich asymmetrischer Formen beim Längsabschnitt, von Stiel zu Stiel variieren, um optimale Stielflexibilität zu erreichen. Ein wie bei 50A in Fig. 2A gezeigter Stielquerschnittsabschnitt ist allgemein repräsentativ für eine solche Form.
Es wurde vorher als ungünstig erscheinend erwähnt, dar die Biegesteifheit eines Implantats exponentiell, typischerweise mit Potenzen zwischen zwei und vier, abhängig von dem Ausmaß des Implantats relativ zu den linearen Anstiegen des Ausmaßes des Implantats ansteigt. Ein graphisch er Beweis für diese These zeigt sich in Fig. 3, welche ein Säulendiagramm ist, das die relative Steifheit einer Reihe von Stielen verschiedenen Durchmessers, welche derzeit für die Implantierung erhältlich sind, aufzeigt. Es ist bemerkenswert, daß der Stiel mit einem 18 mm-Durchmesser eine Steifheit aufweist, die 16 mal höher ist als die des Stiels mit einem 9 mm-Durchmesser. Die Erfindung dient dazu, diesen exponentiellen Anstieg zu vermeiden und begrenzt den Anstieg an Steifheit auf eine annähernd lineare Beziehung zu dem Anstieg des Stieldurchmessers.
Es wird begrüßt werden, daß femorale Hüftimplantate überwiegend einem auf biomechanischen Analysen beruhenden Biegebelastungsverfahren unterzogen werden. Diese Belastungen bewirken die höchsten Stielbelastungen entsprechend der Formel:
Smax = Mc/I
wobei Smax die Maximalbelastung an jeder beliebigen Stelle entlang des Stiels ist, M das auf die Anordnung an der interessierenden besonderen Stelle übertragene Biegemoment ist, c die Entfernung von der neutralen Achse bis zu der interessierenden Stelle ist, und I das Massenträgheitsmoment, ein geometrischer Faktor, ist.
Wenn die auf den Materialbeschränkungen beruhende maximal zulässige Belastung bekannt ist und wenn der auf biomechanischen Analysen beruhende Belastungszustand bekannt ist, so kann man dann für das notwendige Trägheitsmoment über die Umstellung der obigen Gleichung wie folgt lösen:
I = Mc/Smax
Der Querschnittsbereich des reduzierten mittleren Stielabschnitts sollte nicht geringer sein als 25% des unbearbeiteten Querschnittsbereichs des Stiels, was bedeutet, daß der ursprüngliche Querschnittsbereich nicht um mehr als 75% reduziert werden sollte, so daß die für das Einführen des Implantats in die Femur hinein benötigten Kräfte das Implantat nicht verformen.
Darüberhinaus ist die Steifheit des gewünschten Implantats bei jeder beliebigen Stelle entlang seiner Länge eine bekannte Größe. Dies wird durch klinische Erfahrung bestimmt. Die Steifheit verhält sich proportional zum Trägheitsmoment, I, und steigt deswegen im Verhältnis zur vierten Potenz des Durchmessers des Stiels an. Jedoch dürfte gemäß der Erfindung dieser Anstieg auf einen Bruchteil dessen begrenzt werden was für ein festes Implantat gölte und dieser bruchstückhafte Anstieg wird mithilfe des reduzierten mittleren Stielabschnitts erreicht.
Mit Hilfe von Fig. 4 sollte klar sein, daß
IImplantat w/reduzierter Abschnitt = IKreis -I reduzierter Abschnitt
ist.
So wird IImplantat w/redduzierter Abschnitt für verschiedene reduzierte Abschnittsausmaße festgelegt, die verwendet werden, um die zuvor erwähnte Gleichung zu erfüllen, nämlich:
Smax = Mc/I
Wie vorhergehend erklärt, besteht die vorrangige Stoßrichtung der Erfindung darin, Belastungsabdeckung am proximalen Ende der Femur 24 zu verhüten und, auf dieses Ende zu, größere Belastung und Beanspruchung auf die Femur auszuüben. Dieses erwünschte Ergebnis wurde, wie in Fig. 5 zu sehen, welche die relative Flexibilität des Testimplantats 58 an drei der in dem Diagramm von Fig. 6 gezeigten Querschnittsstellen darstellt, erreicht.
Während verschiedene Ausführungsformen der Erfindung im Detail beschrieben wurden, sollte es Fachleuten verständlich sein, daß verschiedene andere Modifikationen der erläuterten Ausführungsformen ohne Entfernung von der Erfindung ausgeführt werden können.

Claims

1. Bestandteil eines künstlichen Gelenkes für den Ersatz eines beschädigten natürlichen Gelenkes in einer Skelettstruktur eines Körpers mit einer Prothese mit einem ersten zusammenwirkenden Teil (22), das an einem ersten langen Knochen (24) mit einem Intramedullarkanal (48) befestigbar ist, und einem zweiten zusammenwirkenden Teil (26), das an einem zweiten Knochen (30) befestigbar ist, wobei das erste (22) und das zweite (26) zusammenwirkende Teil ineinandergreifen und in Bezug aufeinander bewegbar sind, um eine Relativbewegung zwischen dem ersten (24) und dem zweiten (30) Knochen zu erlauben, wobei der Bestandteil einen länglichen Stiel (44) mit einer Längsachse, die allgemein in einer Koronarebene liegt und aus einem Stück mit dem ersten zusammenwirkenden Teil (22) besteht und von dem Intramedullarkanal (48) des ersten Knochens (24) aufnehmbar ist, umfaßt, wobei sich dieser Stiel (44) zwischen einem proximalen (40) und einem distalen (46) Ende erstreckt und einen reduzierten mittleren Stielabschnitt (50) in einem Bereich hat, der sowohl vom proximalen als auch vom distalen Ende einen Abstand hat, dadurch gekennzeichnet, daß der mittlere Stielabschnitt (50) entlang seiner Länge einen im wesentlichen gleichmäßigen Querschnitt besitzt, um so das Massenträgheitsmomoment an einer bestimmten Stelle entlang der Länge des Stiels (50) zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen.

2. Künstliches Gelenk für den Ersatz eines beschädigten natürlichen Gelenkes in einer Skelettstruktur eines Körpers mit

einem becherförmigen Pfannenteil (36), das an einem ersten Knochen (30) des Gelenkes befestigbar ist,

einem Kugelteil (34), das drehbar in das Pfannenteil (36) eingreifen kann,

einem Befestigungsteil (22) mit einem länglichen Stiel (44) zur Befestigung des Kugelteils (34) an einem zweiten Knochen (24) getrennt von dem ersten Knochen, wobei der zweite Knochen ein langer Knochen mit einem Intramedullarkanal (48) ist, der Stiel eine Längsachse besitzt, die allgemein in einer Koronarebene liegt und von dem Intramedullarkanal (48) des zweiten Knochens (24) aufgenommen werden kann, der Stiel sich von einem Proximalende nahe dem Kugelteil bis zu einem Distalende in einem Abstand von dem Kugelteil erstreckt und einen reduzierten mittleren Stielabschnitt in einem Bereich im Abstand sowohl von dem Proximalende als auch von dem Distalende hat, der Stiel (44) einen proximalen (40), mittleren (50) und distalen (46) Abschnitt begrenzt, wobei jeder Abschnitt an jeweiligen proximalen und distalen Enden endet, das Proximalende des proximalen Abschnittes (40) an dem Kugelteil (34) befestigt ist und das Distalende des distalen Abschnittes (46) ein Abschlußende des Stiels begrenzt, und

wobei das Distalende des proximalen Abschnittes (40) und das Proximalende des distalen Abschnitte (46) jeweils direkt an eine sich verjüngende Verbindung mit dem proximalen bzw. distalen Ende des Mittelabschnittes (50) angrenzen, dadurch gekennzeichnet, daß die Querschnittsfläche des Mittelabschnittes (50) über seine Länge einen im wesentlichen gleichmäßigen Querschnitt hat, um so das Massenträgheitsmoment an irgendeiner Stelle entlang der Länge des Stiels (44) zu beeinflussen und so eine optimale Stielflexibilität zu erreichen.

3. Bestandteil nach Anspruch 1 oder Gelenk nach Anspruch 2, bei denen der mittlere Stielabschnitt (50) einen symmetrischen Querschnitt aufweist.

4. Bestandteil nach Anspruch 1 oder Gelenk nach Anspruch 2, bei denen der mittlere Stielabschnitt (50) einen symmetrischen Querschnitt aufweist.

5. Bestandteil nach Anspruch 1 oder Gelenk nach Anspruch 2, bei denen die Querschnittsfläche des mittleren Stielabschnittes (50) um bis zu 75 % der Fläche eines vergleichbaren nichtprofilierten Implantatstieles mit voller Größe reduziert sein kann.

6. Bestandteil nach Anspruch 1 oder Gelenk nach Anspruch 2, die aus einem der Materialien Titan, Titanlegierung, Kobalt-Chrom-Legierung und Verbundmaterialien bestehen.

7. Künstliches Gelenk nach Anspruch 2, bei dem der erste Knochen die Pelvis und bei dem der zweite Knochen die Femur ist und bei dem das Kugelteil und der Stiel Teile eines femoralen Bestandteils einer Hüftprothese sind.