DE69426913T2 - Knieprothese mit femoraler und tibialer konformität - Google Patents

Description

• Die Erfindung betrifft eine Prothese zum Knieersatz. Beim Knieersatz eines erkrankten oder deformierten Kniegelenks werden die arthritisch oder anderweitig geschädigten Gelenkoberflächen resiziert und ersetzt mit künstlichen Metall- und Kunststoffoberflächen. Heutige Ausführungen haben sich konzentriert auf eine Prothese mit drei Komponenten, zum Beispiel einer Femoralkomponente (femoral component), die dazu ausgeführt ist, die condylaren Oberflächen des natürlichen Kniegelenks zu ersetzen, und die Vorkehrungen zum Führen der natürlichen oder einer Ersatz-Patella hat, eine Tibialkomponente (tibial component), welche eine im allgemeinen horizontale Trägerplatte umfaßt, die an der resizierten Tibia befestigt ist, und eine Meniskalkomponente (meniscal component), normalerweise aus einem Plastwerkstoff, welche an der Tibialkomponente angeschlossen ist und derart geformt ist, daß eine Lageroberfläche für den condylaren Teil der Femoralkomponente zur Verfügung gestellt wird.
• Die Merkmale des Oberbegriffes von Anspruch 1 sind bekannt aus dem Dokument WO-A-9203108.
• Existierende kommerzielle Ausführungen sind mit einem gewissen Grad an Losigkeit (Laxität) zwischen der Femoralkomponente und der Meniskalkomponente versehen, um eine begrenzte Freiheit an Bewegung beim Gebrauch des künstlichen Gelenks zu erlauben. Dies ist notwendig, um in einem gewissen Umfang die natürliche Bewegung des Gelenks nachzuahmen, welches Rotation in einer horizontalen Ebene umfaßt, genauso wie eine gewi sse Vorwärts- und Rückwärts-Relativbewegung während der Beugung.
• Ein Nachteil des Erlaubens einer gewissen Laxität zwischen den Lageroberflächen der Femoralkomponente und der Tibialkomponente besteht darin, daß dies zu hohen Kontaktdrücken und Belastungen auf den Lageroberflächen führt, weil Laxität gewöhnlich dadurch erreicht wird, daß ein niedriger Grad an Konformität zwischen den gegenseitigen Lageroberflächen zur Werfügung gestellt wird.
• Es ist eine erste Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Knieprothese darzustellen, welche einen hohen Grad an femoraler, tibialer Konformität umfaßt, aber gleichzeitig die Möglichkeit bietet, einen gewissen Grad an Anterior-Posterior-Beweg ung und Rotationsbewegung während der Beugung zu erlauben.
• Entsprechend der vorliegenden Erfindung ist eine Prothese dargestellt, welche die Merkmale von Anspruch 1 umfaßt. Mit dem gesamten Bereich von normaler Beugung meinen wir 0º bis ungefähr 120º, vorzugsweise bis ungefähr 130º oder 1350.
• Weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden augenscheinlich durch die beigefügten Zeichnungen, in welchen:
• Fig. 1 (a), (b), (c) und (d) Lösungen gemäß des Standes der Technik für das Problem eine Prothese darzustellen, welche die Bewegung eines natürlichen Gelenkes nachahmt, zeigen,
• Fig. 2(a), (b) und (c) Ausführungen für die Lösungen der im Stand der Technik dargestellten Probleme darstellen,
• Fig. 3(a), (b), (c) und (d) verschiedene schematische Ansichten einer Ausführung gemäß der Erfindung zeigen,
• Fig. 4(a), 4(b) und 4(c) drei Ansichten der Ausführung der Fig. 3(a) bis 3(d) in größerem Detail zeigen,
• Fig. 5 eine perspektivische Ansicht einer Meniskalkomponente einer Prothese gemäß der Erfindung ist,
• Fig. 6 eine sagittale Ansicht des Profiles einer Kunststoffpatella mit bevorzugter Form (in gestrichelten Linien) mit einer konventionellen künstlichen Patella -gezeigt in ausgezogenen Linien- ist, und
• Fig. 7 ein Lateral-Medial-Schnitt durch die Meniskalkomponente und Tibia- Basisplatte ist.
• Die Fig. 1, 1 (a) zeigen einen Schnitt durch ein natürliches Kniegelenk, von welchem man sehen kann, daß es einen Mangel an Kongruenz zwischen den femoralen Kondylen (femoral condyles) (1) und der Tibia (2) gibt. In einem natürlichen Knie füllen die Menisken (3), welche aus Knorpel geformt sind und eine gummihafte Konsistenz haben, die Lücke zwischen dem Femur und der Tibia. Diese Menisken bewegen sich mit den Gelenkoberflächen und verteilen so die Last, die durch das Gelenk übertragen wird, über einen größeren Bereich als den gewöhnlichen Bereich von Knochen, welcher sonst in Kontakt stehen würde, unabhängig von dem Grad der Beugung.
• Der Designer einer Knieprothese wird mit einem fundamentalen Problem konfrontiert. Während es wünschenswert ist, daß die femorale Prothese eine Form haben soll, welche nahe der anatomischen Form liegt, ist Konformität eines solchen Gelenks während der Beugung nicht möglich. Dies ist dargestellt in den Fig. 1 (b) und 1 (c). In Fig. 1 (b) ist das Gelenk in Streckung gezeigt, und in dieser Position ist große Konformität wirklich leicht zu erreichen. In der Beugung jedoch, wie in Fig. 1 (c) gezeigt, geht die Konformität verloren, was in einer hohen Kontaktbelastung auf der Tibialkomponente resultiert, was Verschleiß und Deformation der in Kontakt stehenden Oberflächen erheblich vergrößert. In Fig. 1(d) ist das Sagittalprofil des Femurs dargestellt, und man kann sehen, dieses kann mit ziemlich großer Genauigkeit durch einen distalen zirkularen Bogen und einen posterioren zirkularen Bogen dargestellt werden. Wie gezeigt, ist der posteriore Radius R&sub1; ungefähr die Hälfte des distalen Radius R&sub2;.
• Mit Bezug auf Fig. 2 ist ein Versuch gezeigt, das Problem eine bessere Konformität zwischen der Femoral- und der Tibialkomponente zu erreichen zu lösen. Wie in Fig. 2(a) gezeigt, ist das distale Ende (21) der femoralen Kondylen (femoral condyles) weggeschnitten worden, um einen konstanten Radius der Krümmung R&sub1; zur Verfügung zu stellen, distal und posterior auf der Femoralkomponente. Wie in den Fig. 2(b) und 2(c) gezeigt ist, erlaubt dies eine komplette Konformität zwischen der Femoralkomponente und der Tibialkomponente bei allen Winkeln der Beugung. Diese Lösung führt jedoch zum Aufkommen von vier signifikanten Nachteilen. Erstens werden alle Scherkräfte und Torsionskräfte zwischen die beiden Komponenten und an die Komponenten/Knochenschnittstellen übertragen. Zweitens ist es der Bewegungsfreiheit, welche für normale Funktionen und für das Ausgleichen der Ligamentenspannungen gefordert ist, nicht erlaubt aufzutreten. Drittens ist eine exzessive Knochenresektion gefordert, auf der Distal-Anteriorlage (distal anterior aspect) des Femurs. Viertens ist der Hebelarm der Patella auf eine verkürzte Distanz (23) in dem Mittelbereich der Beugung reduziert, und dies ist gezeigt in Fig. 2 (c), verglichen mit dem normalen Hebelarm (22).
• Eine Ausführung einer Prothese gemäß der Erfindung ist schematisch in den Fig. 3(a), 3(b), 3(c) und 3(d) gezeigt, in welchen 3(a) eine perspektivische Ansicht der Femoralkomponente, 3(b) eine perspektivische Ansicht der entsprechenden Meniskalkomponente und Fig. 3(c) und 3(d) entsprechende Seit(Sagittal)- und Vorder(Anterior)-Ansichten sind, welche die Wege, in welchen sich die Femoral- und Tibialkomponenten beeinflussen, zeigen. Fig. 3(a) und 3(b) zeigen die Femoral- und Meniskalkomponenten getrennt, genauso wie Fig. 3(d).
• Mit Bezug auf Fig. 3(a) kann gesehen werden, daß die Femoralkomponente 41 eine Ein-Stück-Konstruktion ist, dadurch, daß die Kondylen 46 integral mit der Patellalageroberfläche 44 ausgeformt sind. Die Kondylen 46 der Femoralkomponente haben einen Radius R&sub3;, welcher im wesentlichen dem Radius R&sub4; der Tibiallageroberflächen 47 der Meniskalkomponente 42 entspricht. Der Radius R&sub3; ist nach vorne (anterior) fortgeführt, wie gezeigt, so daß Material in dem Kondylarbereich an 43 weggeschnitten werden muß, während die Patellalageroberfläche 44 unbeeinflußt bleibt. Der zentrale Bereich 45 der Meniskalkomponente 42 ist flacher als die Tibialoberflächen 47, um Spiel für die anteriore Patella- Oberfläche zur Verfügung zu stellen und um ein posteriores Anstoßen bei weiterer Beugung zu verhindern. Weil die Patellalageroberfläche 44 von dem Wegschneiden von Kondylaroberflächen anterior an 43 unbeeinflußt ist, ist der Hebelarm der Patella nicht verkürzt wie im Fall der Anordnung gemäß des Standes der Technik, gezeigt in Fig. 2. Wegen der großen Konformität zwischen den Kondylarbereichen und den entsprechenden Tibialoberflächen der Meniskalkomponente gibt es ein gleichförmiges Verteilen der durch die Femoralkomponenten übertragenen Last über eine große Oberfläche der Meniskalkomponente ohne Verlust des Patellahebelarmes. Die Wegschneidbereiche der Kondylarteile der Femoralkomponente erfordern keine zusätzliche Resektion, weil sie nur im Material der Prothese weggeschnitten werden. Die geforderte Laxität im Gelenk wird durch das Lagern der Meniskalkomponente 42 für eine gleitende Bewegung auf der Basisplatte 72 (siehe Fig. 7) zur Verfügung gestellt, die Basisplatte ist in konventioneller Art und Weise angeschlossen, zum Beispiel durch einen Stiel 74 und Positionierungsstifte 76 an die resizierte Tibia 46. Es ist sehr wünschenswert, daß Material durch spanabhebende Formgebung eines Werkstückes abgetragen werden kann, um die "Wegschneid"-Teile der femoralen Kondylen zu formen, oder alternativ kann das gewünschte "Wegschneid"-Profil durch einen Prozess ohne Involvierung von spanabhebender Formgebung geformt werden, z. B. Schmieden, Formen (moulding) oder Gießen (casting).
• Die Fig. 4(a), 4(b) und 4(c) zeigen zusätzliche Ansichten der Prothese, die in den Fig. 3(a) bis 3(d) gezeigt ist, aber in größerem Detail. In der Vorderansicht, gezeigt in Fig. 4(a) kann man die Lateral- und Medialkerben 43 in den Kondylen 46 sehen. Wie man in Fig. 4(a) klar sehen kann, sind die Kondylen mit den Lageroberflächen 51, welche in der Latrial-Medial-Ebene gekrümmt sind, geformt, die Lageroberflächen 51 sind durch ein Bett 52 für die Patella 54 (siehe Fig. 4(c)) getrennt. Das Sagittalprofil der künstlichen Patella 54 ist in gepunkteten Linien in Fig. 6 gezeigt. Wie man sehen kann, anstelle einer kontinuierlichen konvexen Form in Sagittalansioht zu haben, hat es eine abgeflachte innere Fläche 61 und sich nach außen erstreckende Oberflächen 55 (Fig. 4(c)), ergebend eine größere Konformität mit den Seiten der Patellafurche. Solch eine Vergrößerung der Konformität führt zu wesentlich reduzierten Kontaktbelastungen.
• Die Patellafurche oder Bett 52 muß nicht symmetrisch auf der Femoralkomponente positioniert sein. Tatsächlich ist es vorzugsweise verschoben oder erweitert in Richtung der Lateralseite 58. Die Patellakräfte sind höher auf der Lateralseite, hervorgehend aus der Geometrie des Knies. Das Erweitern oder Verschieben des Patellabetts lateral verhindert ein Überstehen der Kunststoff- oder natürlichen Patella über die Rippe, die die Lateralecke des Bettes formt, was unerwünschten Verschleiß oder Entzündung verursachen könnte. Weil das Erweitern des Bettes den Effekt der Reduktion des zur Verfügung stehenden Lagerbereiches zwischen den Kondylen und den entsprechenden Tibiallagerflächen hat, würde eine Erweiterung des Bettes auch medial im allgemeinen unerwünscht sein.
• Glücklicherweise sind die natürlichen Kniegelenk-Lastkräfte bemerkenswert niedriger auf der lateralen Seite, verglichen mit der medialen Seite. Daher ist das Verschieben des Patellabettes lateral ein guter Kompromiß.
• Eine Sagittalansicht der Prothese ist in Fig. 4(b) gezeigt. Die Oberfläche 44, auf welcher die Patella gelagert ist, dehnt sich in die posteriore Richtung zwischen die Kerben 43. Die Kondylenspitzen erstrecken sich von den Kerben 43 bis zu den superioren Endregionen 70. In Fig. 4(b) hat die Krümmung der Kondylen über die gesamte Lageroberfläche von der Region 70 bis zu den Kerben 43 einen im wesentlichen gleichförmigen Sagittalradius R. Dieser Radius kann jedoch variieren bis zu einem begrenzten Umfang für unterschiedliche Segmente. Diese Segmente sind definiert als A-B, B-C und C-D in Fig. 4(b).. Im Wege eines Beispieles kann der Radius des Segmentes A-B für eine Sagittalebene, die durch die Linie X-Y von Fig. 4(c) durchtritt, 19 mm betragen und die entsprechenden Radii B-C und C-D können beide ungefähr 22 mm betragen in die lateralen und medialen Kerben hinein, deren Mulde als D bezeichnet ist. Beim Ausführen des Radius des Segmentes A-B etwas kleiner oder wenigstens etwas kleiner in Richtung der Spitze 70 gibt es keine Tendenz für die superiore Spitze 70 anzustoßen oder sich einzugraben in die die Tibialoberflächen der Meniskalkomponente bei maximaler Beugung.
• Fig. 3(a) bis 3(d) zeigen die Meniskalkomponente 42, einfacherhalber rechtwinklig gezeichnet. In der Praxis hat die Meniskalkomponente eine im wesentlichen ovale oder eingeschnürte Form, wie in der Skizze gezeigt. Die perspektivische Ansicht der Meniskalkomponente in Fig. 3(b) ist auch ein wenig irreführend durch die Vorstellung, daß die tibialen Lageroberflächen 47 getrennt sind von der schmaleren mittleren Oberfläche 45 durch die gesamte Distanz von vorne nach hinten.Im vorderen Bereich (anterior region) 80 ist die tibiale Oberfläche 47 getrennt von dem mittleren Bereich 45 durch hochstehende Wände oder durch Diskontinuitäten 81. Dies ist jedoch nicht notwendigerweise der Fall im hinteren Bereich (posterior region) 82. In dem hinteren Bereich ist es vorzuziehen, daß der mittlere Bereich 45 gleichmäßig in die Tibiallageroberfläche übergeht. Dies gibt eine bessere Stütze bei der Beugung und ist in den Fig. 5 und 7 dargestellt. In Fig. 5, welche ein Lateral-Medialschnitt durch die Meniskalkomponente und Tibiabasisplatte ist, entlang einer Linie, welche annähernd dem Punkt C in Fig. 3(b) entspricht und am tiefsten Punkt in den Tibialoberflächen 47 liegt, kann man sehen, daß die Tibialoberflächen 47 gleichmäßig in die mittlere Region 45 übergehen. Die Konturen der Lageroberflächen der Meniskalkomponente über den gesamten Bereich, in welchem er mit der Femoralkomponente kooperiert, ist in Fig. 5 gezeigt. Fig. 5 ist eine perspektivische Ansicht der Meniskalkomponente, gezeigt von der vorderen (anterior) Seite, und zeigt den mittleren Bereich 45, der schmaler ist als die Tibialoberflächen 47, anterior um der Patellalageroberfläche 44 zu erlauben, zu drehen von 0º bis zur vollen Beugung ohne in der Region 45 anzustoßen. Weil die Tibialoberfläche 47 sich posterior ausstreckt, geht sie in einen Bereich über, wo die Krümmung gleichmäßig ist und ohne irgendwelche Diskontinuitäten in den Posterior- und Lateral- Medialrichtungen.
• Fig. 7 zeigt ebenfalls die Meniskalkomponente 42, gestützt auf einer Tibiabasisplatte 72. Die Tibiabasisplatte 72 trägt einen Stiel 74 zum Anschluß an eine resizierte Tibia 46 (siehe Fig. 4(c)) und Stabilisierungsvorsprünge 76. Die Femoralkomponente 41 ist an einer resizierten Femur angeschlossen durch Positionierungszapfen 82 und durch Knochenzememt. Die Meniskalkomponente ist auf der Tibiabasisplatte so gelagert, daß sie innerhalb von Grenzen in der Ebene auf der Basisplatte rotierbar ist. Die Tibiabasisplatte und die Meniskalkomponente sind vorzugsweise in der Art ausgeführt, wie sie in der europäischen Patentanmeldung No. 92300878.3 (Veröffentlichungs-Nr. 0498586) beschrieben ist. Vorzugsweise trägt die Tibiabasisplatte einen aufrecht stehenden Stiel oder Schiene, welche in den Schacht 84 (siehe Fig. 5) in der unteren Oberfläche der Meniskalkomponente eingreift.
• Die Meniskalkomponente 42 ist geführt für die Bewegung anterior und posterior der Tibialkomiponente und um einen Grad an Rotationsfreiheit bei Bewegung vorzusehen, wie oben beschrieben ist. Andere Referenzen, die Verfahren zum Führen von Meniskalkomponenten oder Tibiabasisplatten beschreiben, umfaßt US-Patent No. 4340978 und UK Patent No. 2219942.

Claims (8)

1. Prothese, welche umfaßt eine Bicondylar-Femoralkomponente (41), eine Tibialkomponente (72) und wenigstens eine Meniskalkomponente (42), zwischengefügt zwischen die Femoral- und Tibialkomponenten, die Femoralkomponente umfaßt ein Paar von Kondylenoberflächen (46), getrennt durch eine Patellalageroberfläche (44), welche im Gebrauch einen normalanatomischen Patellahebelarm zur Verfügung stellt, dadurch gekennzeichnet, daß die Kondylaroberflächen geformt sind für substantielle Konformität mit entsprechenden Tibiallageroberflächen (47) der Meniskalkomponente oder -komponenten über dem normalen Bereich der Beugung, und daß die Kondylarkomponenten geformt sind mit Wegschneidbereichen (43) anterior, um große Konformität in der Streckung zur Verfügung zu stellen, ohne die Patellalageroberfläche zu beeinflussen.

2. Prothese gemäß Anspruch 1, wobei die Wegschneidbereiche (43) durch Abspannen, Schmieden, Formen oder Gießen geformt sind.

3. Prothese nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Meniskalkomponente (42) auf der Tibialkomponente geführt ist, für Anterior-Posterior- Schiebebewegung.

4. Prothese nach Anspruch 3, wobei die Führung der Meniskalkomponente (42) auf der Tibialkomponente (72) so ausgeführt ist, daß ein begrenzter Grad an Rotationsbewegung der Meniskalkomponente auf der Tibialkomponente erlaubt ist.

5. Prothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Meniskalkomponente (42) derart geformt ist, daß sie Spiel für die Patellalageroberfläche (44) der Femoralkomponente (41) in der Beugung zur Verfügung stellt.

6. Prothese nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Patellalageroberfläche (44) ein Bett (52) umfaßt, welches lateral erweitert oder verschoben ist, um ein Überstehen der Patella (54) über die laterale Ecke des Bettes zu verhindern.

7. Prothese nach einem der vorangehenden Ansprüche, wobei die Meniskalkomponente (42) anterior so geformt ist, daß sie eine mittlere Oberfläche (45) zwischen den Tibiallageroberflächen (47) zur Verfügung stellt, welche schmaler als die Tibiallageroberflächen ist.

8. Prothese nach Anspruch 7, wobei die Meniskalkomponente (42) posterior so geformt ist, daß die Tibiallageroberflächen (47) in die mittlere Oberfläche (45) ohne Diskontinuität übergehen.