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Hintergrund
der Erfindung
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Die
Erfindung betrifft allgemein eine Knochenprothese und insbesondere
Femur-Kopf-Halsprothesen und Verfahren zu ihrer Implantierung.
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Der
totale Hüftgelenkersatz
wurde erstmalig im November 1963 aufgrund einer „Zementfixierung" der Komponenten
klinische Realität.
Der Femurkopf und -hals wurden entfernt, der obere Markkanal des Femurs
wurde ausgeräumt
(d. h. Markinhalte wurden entfernt), Acrylzement wurde in den Markkanal
des Femurs eingegossen, und der Metallfemurbestandteil wurde in
den flüssigen
Zement eingesetzt. In 10 bis 15 Minuten erhärtete der Acrylzement (Methylmethacrylat)
und schaffte eine Befestigung für
den Femurschaft. Acrylzement ist ähnlich dem Acrylharz, das Zahnärzte zur
Herstellung von Zahnersatz benutzen. Heute ist die Zementfixierung
von Femurbestandteilen noch üblichste
Methode der Fixierung des Implantats an dem Knochen.
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Die
Zementfixierung ist grundlegend bei dem Formerfüllungskontakt mit dem Knochen.
Der flüssige
Zement berührt
die gesamte innere Oberfläche des
oberen Femurs. Diese Art der Fixierung ist im Allgemeinen für den kurzen
Zeitraum (10 Jahre) erfolgreich, jedoch tritt auf lange Sicht eine
Verschlechterung des Knochens auf, und der Zement und Femurbestandteil
können
sich lockern. Durch den Zement und die Implantatschienung des oberen
Femurs wird Knochenverlust verursacht, wodurch verhindert wird, dass
das obere Femur natürlicher
Biegung unterworfen wird. Dies ist besonders bei jüngeren (d.
h. weniger als 50 Jahre alten) Patienten ein Problem.
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Nichtzementierte
oder mit „Presspassung" versehene Femurbestandteile
versuchen im Grunde genommen das gleiche wie zementierte Implantate zu
tun, eine feste Fixierung zwischen dem Implantat und dem Knochen
durch maximale Ausfüllung
des Knochenmarkkanals mit dem Metallimplantat zu erreichen. Mit
anderen Worten glaubt man, dass je enger und vollständiger das
Metallimplantat den Knochenmarkkanal ausfüllt, um so besser wird die
Fixierung sein und um so erfolgreicher das Ergebnis. Die Erfahrung
zeigt aber, dass dies nicht immer der Fall ist.
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Die
nichtzementierten Femurschäfte
sind größer und
dicker als ihre zementierten Gegenstücke, weil die flexiblere Schicht
aus Acrylzement durch Metall ersetzt ist. Da ein nichtzementierter
Schaft aus dem gleichen Werkstoff hergestellt ist und einen größeren Durchmesser
als der zementierte Schaft hat, ist er steifer. Je größer die
Steifigkeit, um so geringer ist die Schienung des oberen Femurs
von der normalen Biegungsablenkung, die beim Gehen (Beanspruchung)
auftritt. Obgleich annehmbare klinische Ergebnisse mit nichtzementierten
intramedullären
Femurschäften
erreicht werden, haben nichtzementierte Schäfte im Allgemeinen eine höhere Geschwindigkeit
des Knochenschwunds in dem oberen Femur infolge Belastungsmangel
oder „Stressabschirmung", wie er allgemein
aber falsch bezeichnet wird.
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Zusammengefasst
hängt die
Fixierung aller herkömmlichen
intramedullären
Gesamthüft-Femurbestandteile
von der maximalen Ausfüllung
des oberen Femurs und des Knochenmarkkanals mit Zement und Metall
oder Metall alleine ab. Nicht zufällig tritt Knochenschwund bei
allen diesen Implantaten auf.
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Abriss der
Erfindung
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Nach
einem Aspekt sind unter den verschiedenen Aufgaben und Merkmalen
der vorliegenden Erfindung zu nennen, die Schaffung einer Femur-Kopf-Halsprothese,
die das Femur gegen Knochenschwund schützt; die Schaffung einer solchen Prothese,
die einen stabilen Sitz zwischen der Prothese und dem Femurhals
schafft; die Schaffung einer solchen Prothese, die die Kompression
an ihrer Grenzfläche mit
dem oberen Femur aufnimmt; die Schaffung einer solchen Prothese,
die die Schienung des oberen Femurs hemmt; die Schaffung einer solchen
Prothese, die die gesamte axiale Festlegung der Prothese unterhalb
des Sitzes inhibiert; die Schaffung einer solchen Prothese, die
Belastungen von der Hüfte
fast vollständig
in Kompression aufnimmt; und die Schaffung einer solchen Prothese,
die eine längere
Nutzlebensdauer hat.
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Ferner
sind unter den mehreren Aufgaben und Merkmalen der vorliegenden
Erfindung zu nennen, dass das Implantat leicht durch eine Methode implantiert
werden kann, die die historische Belastung des Femurs berücksichtigt;
die Methode führt
zu auf die Prothese einwirkenden Belastungen, die in einer im wesentlichen
natürlichen
Weise auf das Femur übertragen
werden; die Methode ermöglicht
für die Übertragung
von Belastungen auf den Hals und das obere Femur eine stabile Grenzfläche zwischen einem
Kragen der Prothese und dem Femurhals; die Methode hemmt eine totale
axiale Festlegung der Prothese; die Methode verringert im wesentlichen
die Biegemomente an der implantierten Prothese; und die Methode
bewirkt, dass die Prothese fast vollständig auf Kompression belastet
wird.
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Die
Femurprothese zur Implantierung in ein Femur hat im Allgemeinen
einen zur Aufname eines Prothesenkopfes eingerichteten Hals, einen
Kragen, auf dem der Hals angebracht ist, und einen Schaft, der von
dem Kragen auf der dem Hals entgegengesetzten Seite des Kragens
ausgeht. Die Prothese hat eine der Längsachse des Schaftes entsprechende Längsachse.
Der Schaft ist so gebaut und eingerichtet, dass die Prothese gegen
Bewegung um ihre Längsachse
und um zur Längsachse
senkrechte Achsen fixiert ist und nach Implantation in das Femur die
axiale Fixierung der Prothese gehemmt ist, um dadurch eine im wesentlichen
natürliche
Belastung des oberen Femurs zu erreichen.
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Das
Implantat der vorliegenden Erfindung, das z. B. eine nichtzementierte
Femur-Kopf-Halsprothese ist, kann z. B. in ein Femur implantiert
werden, das einen Schaft und an dem oberen Ende des Schaftes an
der medialen Seite des Femurs einen Hals hat. Im Allgemeinen umfasst
die Implantationsmethode die Stufen der Bestimmung der Achse des medialen
Trabekelstroms des Femurs und der Fräsbearbeitung des Femurhalses
zur Bildung eines Sitzes auf dem Femurhals. Eine erste Bohrung wird durch
den Femurschaft von dem Femurhals abwärts längs einer zur Achse des medialen
Trabekelstroms im Wesentlichen parallelen Linie hin zu der Seite
des Femurs gebohrt. Eine zweite Bohrung wird durch den Schaft des
Femures von dem Femurhals längs
einer zur Achse des medialen Trabekelstroms im wesentlichen parallelen
Linie, jedoch mit Abstand von der Linie der ersten Bohrung abwärts hin
zu der Seite des Femurs gebohrt. Ein Schaft der Prothese wird in
die sich durch den Schaft zu der lateralen Seite des Femurs erstreckende
erste oder zweite Bohrung eingesetzt, wobei ein Teil des Schaftes
in der anderen der ersten oder zweiten Bohrung aufgenommen wird.
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Ein
grundlegender Aspekt dieser Einrichtung ist der, dass der Schaft
nach meinem früheren US-Patent
Nr. 4,998,937 in Linie mit der normalen Belastungstrajektorie jeder
individuellen Hüfte
implantiert werden kann. Bei dem in dieser Ausrichtung implantierten
Schaft werden die Hauptkräfte
auf dem Implantat einander zugekehrt (d. h. in Kompression) sein.
Mit anderen Worten sind bei jedem Schritt die 500 Pfund Kraft (2224,11
Newton), die ein Mann von 150 Pfund (68,04 kg) bei normalem Gehen
an der Hüfte
erzeugt, in die Implantatachse gerichtet. Das Ziel ist, dass der
Femurhals 100% der Last (Gesamtreaktionskraft) durch den Kragen
aufnimmt. Die Kraft auf die Kugel des Implantats drückt den
Kragen gegen den resezierten Femurhals. Das Ziel ist, dass der Kragen
alle Last auf den Femurhals überträgt, so dass
der Knochen 100% der normalen Belastung (Biegung) aufnimmt.
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Da
so viel Last durch den Kragen übertragen wird,
ist es auch wichtig, dass die Grenzfläche Kragen/Knochen stabil ist.
Bei meiner früheren
patentierten Konstruktion (Schaft/Zylinder/Platte) stabilisierte die
Zylinder/Seitenplatte-Komponente den Schaft und den Kragen. Der
Zylinder verhinderte, dass der Schaft gekippt (Kräfte, die
die Kugelfront nach hinten oder Seite an Seite bewegen) oder gedreht
wurde. Die Kragen/Schaftkomponente war frei, gegen den Femurhals
dynamisch komprimiert zu werden, da der Schaft in dem Zylinder wenig
oder keinen Widerstand gegen Axialbewegung relativ zum Femur bot.
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In
meiner neuen Erfindung übernimmt
das obere Femur die Stelle der Zylinder/Seitenplatte bei der Verhinderung
der Kippung und Rotation des Implantats. Das Implantat ist so konstruiert,
dass es mit dem bearbeiteten oberen Femur zusammenpasst, so dass
Kippung und Rotation unter Kontrolle sind, Kompression aber erlaubt
ist. Der dicke proximale Schaft hat Kontakt mit der Innenseite des
Femurhalses, um Kippung und Rotation zu verhindern. Nach Schneidbearbeitung
des Femurhalses und Entfernung des gesamten Markinhalts werden Sie
bei Sicht entlang der Belastungsachse in dem Femur einen Hohlraum
sehen, der im allgemeinen ovalen Querschnitt hat. Dieser ovale Querschnitt
kann im Wesentlichen durch zwei überlappende
Kreise ausgefüllt
werden, von denen einer kleiner als der andere ist. Die sich überlappenden
Kreise, die entlang der Belastungsachse in die dritte Dimension
ausgedehnt sind, werden zu zwei sich überlappenden Zylindern. Der
Schaft meiner neuen Femurprothese hat eine Doppelzylindergeometrie.
Der obere Femurhohlraum ist so bearbeitet, dass diese Doppelzylindergeometrie
in das obere Femur eingepasst werden kann.
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Die
Geometrie der Innenseite des oberen Femurs ist von Person zu Person
verschieden. Das Ziel ist, dass die Oberfläche des oberen Protheseschaftes
in der Doppelzylinderform den Knochen des Femurs in wenigstens einem
Punkt an allen Stellen entlang der Länge des oberen Schaftes berührt. Infolge
der unregelmäßigen Gestalt
des Knochens und der Zwangsläufigkeit
der zylindrischen Aufweitung parallel zu einer Achse (d. h. die
Lastachse), wird der Implantat/Knochen-Kontakt entlang des oberen Schaftes
unvollständig
sein. Die geraden Seiten des Implantats werden die gewölbten Flächen des
oberen Femurs nur in gewissen diskreten Flächen berühren. Dieser tangentiale Kontrakt
ist vermutlich ausreichend, um Kipp- und Drehbewegung unter Kontrolle zu
halten, jedoch die Kompression des Knochens zu erlauben.
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Die
maschinelle Bearbeitung des oberen Femurs umfasst grundsätzlich vier
grundlegende Bohrungs-, Aufweitungs- und Kreisplanierungsvorgänge.
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Stufe
1. Der mediale Femurhals-Hohlraum wird auf einer ersten Achse aufgeweitet
(geräumt), um
den kleineren der zwei Zylinder passend zu machen.
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Stufe
2. Auf derselben ersten Achse wird ein Loch in das Femur gebohrt.
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Stufe
3. Der laterale Femurhals-Hohlraum wird auf einer zweiten Achse
parallel zu der ersten aufgeweitet, um den größeren der zwei Querschnittskreise
passend zu machen.
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Stufe
4. Der Hals wird „planiert", um die Form des
Kragens anzupassen.
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Das
Implantat wird dann in das Femur eingesetzt, wobei Teile in beiden
Querschnittskreisen aufgenommen werden.
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Nach
einem ersten Aspekt der vorliegenden Erfindung wird somit eine Knochenprothese
geschaffen zum Implantieren in einem Knochen an einem Gelenk, mit
einem zur Aufnahme einer Kugel eingerichteten Hals, einem Kragen,
auf dem der Hals angebracht ist, und einem Schaft, der von dem Kragen auf
der dem Hals entgegengesetzten Seite ausgeht, wobei die Prothese
eine der Längsachse
des Schaftes entsprechende Längsachse
(AX-1) hat und der Schaft für
eine transossale Implantation ausgebildet ist, bei der der Schaft
in den Knochen im Allgemeinen an dessen einer Seite eintritt, einen
Knochenmarkkanal durchquert und auf einer gegenüberliegenden Seite des Knochens
in den Rindenknochen eintritt, wobei auf dem Schaft axial verlaufende
Keile ausgebildet sind, um nach Implantation in einen Knochen die
Prothese gegen Bewegung um ihre Längsachse (AX-1) und um zur
Längsachse
(AX-1) senkrechte Achsen zu fixieren und eine axiale Fixierung des Schaftes
zu hemmen.
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Andere
Aufgaben und Merkmale der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend
teils offensichtlich und teils ausgeführt.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnung
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1 ist
ein Teilschnitt eines oberen Femurs, der eine Femur-Kopf-Halsprothese
der vorliegenden Erfindung zeigt, die in das Femur implantiert ist
(wobei die Prothese in ausgezogenen Linien dargestellt ist);
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1A ist
eine Ansicht eines intakten Femurs, die den medialen Trabekelstrom
des Femurs und Achsen des Femurs und der Prothese zeigt;
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1B ist
eine Querschnittsansicht des Femurhalses, die die Ebenen des Femurs
erläutert;
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2A–2D erläutert die
Kontaktflächen zwischen
der oberen Prothese und dem Knochen an Stellen, die durch die betreffenden
Linien 2A-2A bis 2D-2D (1) bezeichnet sind;
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3 ist
ein Schnitt durch den geschienten Teil des unteren Schaftes entlang
der Ebene der Linie 3-3 der 1;
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4A–R sind schematische Ansichten einer weniger
bevorzugten Ausführungsform
und einer bevorzugten Ausführungsform
eines Verfahrens zur Implantierung der Prothese;
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4A ist
eine Ansicht des Femurs, die die Achse des medialen Trabekelstroms
zeigt;
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4B ist
eine Ansicht, die die Winkelführung
und die Sägeführung um
den Femur für
die Femurhalsresektion zeigt;
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4D ist
eine Ansicht, die die Winkelführung,
eine Räumerführung und
einen Räumer
zum Aufweiten der zweiten Bohrung in dem Femurhals zeigt;
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4C ist
eine Ansicht, die den Räumer zum
Räumen
der zweiten Bohrung in dem Femurhals zeigt;
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4E ist
eine Ansicht, die die Winkelführung,
Kalkar-Fräsführung und
den Kalkarfräser
zum Fräsen
der ersten Bohrung in den Femurhals zeigt;
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4F ist
eine Ansicht, die die Kalkar-Fräsführung und
den Kalkarfräser
zum Fräsen
der ersten Bohrung in dem Femurhals zeigt, wobei die Winkelführung zur
Deutlichkeit weggelassen ist;
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4G ist
eine Ansicht, die eine Bohrstiftführung, einen Trocarpunkt-Führungsstift
und einen Bohrpunkt-Führungsstift
zum Durchbohren des seitlichen Femurkortex zeigt;
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4H ist
eine Ansicht, die den Bohrpunkt-Führungsstift
und einen kanülierten
Kortexbohrer zum Durchbohren des seitlichen Femurkortex zeigt;
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4I ist
eine Ansicht, die den Einsatz einer Kalkar-Planierungsführung in
dem Femurhals zeigt;
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4J ist
die Ansicht der 4I, jedoch mit weit entfernter
Kalkar-Planierungsführung;
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4K ist
eine Ansicht, der die Kalkar-Planierungsführung und
den Kalkar-Planierer zur Planierung des Femurhalses zeigt;
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4L ist
eine Ansicht, die die Implantation der Prothese zeigt;
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4M zeigt
den Beginn der bevorzugteren Implantationsstufen und ist eine Ansicht,
die den Kalkar-Fräser zum
Fräsen
der ersten Bohrung zeigt;
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4N ist
eine Ansicht, die die Winkelführung,
Kalkar-Fräsführung, die
kanülierte
Stiftführung, den
Trocarpunkt-Führungsstift
und den Bohrpunkt-Führungsstift
zum Durchbohren der posterolateralen Femurkortex zeigt.
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4P ist
eine Ansicht, die den Bohrpunkt-Führungsstift
und den kanülierten
Kortexbohrer zum Durchbohren der posterolateralen Femurkortex zeigt;
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4Q ist
eine Ansicht, die die Versatz-Räumführung und
den kanülierten
Räumer
zum Räumen
der zweiten Bohrung in dem Femurhals zeigt;
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4R ist
eine Ansicht, die die Kalkar-Planierungsführung und
den Kalkar-Planierer zum Planieren des Femurhalses zeigt;
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4S ist
eine Ansicht, die die implantierte Prothese zeigt;
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5A ist
eine perspektivische Ansicht der Spaltschaftprothese der 1;
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5B ist
ihre Vorderansicht;
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5C ist
ihre linksseitige Ansicht;
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5D ist
ihre rechtsseitige Ansicht;
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5E ist
ihre Aufsicht;
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5F ist
die Bodenansicht der Spaltschaftprothese;
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5G ist
ein Schnitt der Spaltschaftprothese in der Ebene der Linie 5G-5G
der 5B;
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5H ist
eine vergrößerte Bodenansicht des
Schaftes der Spaltschaftprothese, die Keile auf dem Schaft zeigt;
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6 ist
eine perspektivische Ansicht einer Massivschaftprothese;
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7A ist
eine perspektivische Ansicht einer Winkelführung;
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7B ist
ihre linksseitige Ansicht;
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7C ist
ihre Vorderansicht;
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8A ist
eine perspektivische Ansicht eines Stützarms einer Winkelführung;
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8B ist
ihre Vorderansicht;
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8C ist
eine Aufsicht ihres Stützarms;
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8D ist
ihre linksseitige Ansicht;
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9A ist
eine perspektivische Ansicht eines Arms der Winkelführung;
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9B ist
ihre Vorderansicht;
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9C ist
eine vergrößerte teilweise
Frontansicht des linken Endes des Arms;
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9D ist
eine Aufsicht des Arms der Winkelführung;
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9E ist
ihre linksseitige Ansicht;
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10A ist eine perspektivische Ansicht einer Kalkar-Fräserführung;
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10B ist ihre Vorderansicht;
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10C ist ihre Seitenansicht;
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10D ist ihre Bodenansicht;
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11A ist eine perspektivische Ansicht eines Kalkar-Fräsers;
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11B ist eine Ansicht des Kalkar-Fräsers;
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11C ist eine Bodenansicht des Kalkar-Fräsers;
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12A ist eine Seitenansicht einer kanülierten
Stiftführung;
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12B ist eine perspektivische Ansicht der kanülierten
Stiftführung;
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12C ist ihre Bodenansicht;
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12D ist eine Teilansicht der kanülierten Stiftführung, die
das untere Ende zeigt;
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13A ist eine perspektivische Ansicht des kanülierten
Kortexbohrers;
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13B ist eine Vorderansicht eines kanülierten
Kortexbohrers;
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13C ist ihre Bodenansicht;
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13D ist eine Teilvorderansicht des oberen Endes
des kanülierten
Kortexbohrers;
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14A ist eine Frontansicht der Versatz-Räumungsführung;
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14B ist ihre Frontansicht;
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14C ist ihre linksseitige Ansicht;
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14D ist eine Aufsicht der Versatz-Räumungsführung;
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14E ist eine Bodenansicht der Versatz-Räumungsführung;
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15A ist eine perspektivische Ansicht des kanülierten
Räumers;
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15B ist eine Seitenansicht eines kanülierten
Räumers;
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15C ist eine Bodenansicht des kanülierten
Räumers;
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15D ist eine vergrößerte Seitenteilansicht des
kanülierten
Räumers,
die ein oberes Ende zeigt;
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16A ist eine perspektivische Ansicht einer Kalkar-Planierungsführung;
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16B ist ihre linksseitige Ansicht;
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16C ist eine Aufsicht der Kalkar-Planierungsführung;
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16D ist eine Vorderansicht einer Kalkar-Planierungsführung einer
zweiten Ausführungsform;
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17A ist ihre perspektivische Ansicht;
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17B ist eine Frontansicht eines Kalkar-Planierers;
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17C ist ihre Bodenansicht;
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18A–18Q erläutern
die bevorzugteste Ausführungsform
einer Methode zur Implantierung der Prothese;
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18A ist eine Ansicht des Femurs, die die Achse
des medialen Trabekelstroms zeigt;
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18B ist eine Ansicht, die die Einrichtung der
Winkelführung
vor Anbringung auf dem Femur zeigt;
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18C ist eine Ansicht, die die Winkelführung und
die Sägeführung um
den Femur zur Resektion des Femurhalses zeigt;
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18D ist eine Ansicht, die eine Anfangsräumungsstufe
zeigt;
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18E ist die Ansicht der 18D im
Vertikalschnitt bei entfernter Winkelführung;
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18F ist eine Ansicht, die die Größenbestimmung
des Femurs zur Auswahl der geeigneten Prothese zeigt;
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18G ist eine Ansicht, die einen die erste Bohrung
fräseden
Kalkarfräser
zeigt;
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18H ist eine Ansicht, die eine Stiftführung und
einen Bohrpunkt-Führungsstift
zur Benutzung beim Durchbohren des posterolateralen Femurkortex
zeigt;
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18I ist eine Ansicht, die den Bohrpunkt-Führungsstift nach Entfernung
der Stiftführung zeigt;
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18J zeigt einen Kortexbohrer mit Hülse, die
zum Bohren des posterolateralen Femurkortex benutzt wird;
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18K zeigt einen Kortexbohrer nach Aufnahme auf
den Führungsstift
nach dem Durchbohren des posterolateralen Femurkortex;
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18L ist eine Ansicht, die eine Versatz-Räumungsführung und einen kanülierten
Räumer
zum Räumen
der zweiten Bohrung in dem Femurhals zeigt;
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18M ist eine Ansicht, die die Kalkar-Planierungsführung und
den Kalkar-Planierer für
die Planierung des Femurhalses zeigt;
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18N ist eine Ansicht, die den Einbau der Prothese
unter Benutzung einer entfernbaren Patronenspitze erläutert;
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18P ist eine Ansicht, die die eingesetzte Prothese
zeigt;
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19A ist eine Seitenansicht einer Prothese und
einer auf der Prothese angebrachten Sägeschablone zur Benutzung beim
Einsetzen der Prothese;
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19B ist ein Teilschnitt eines Oberteils des Femurs
und der in 19A gezeigten Sägeschablone
aus Sicht einer im Allgemeinen medialen Position des Femurs;
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19C ist eine Aufsicht des Femurs und der Sägeschablone;
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19D ist ein Schnitt in einer Ebene einschließlich Linie
19D-19D der 19A;
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20 ist
eine Darstellung von Ergebnissen eines Tests an der Prothese der
vorliegenden Erfindung. Entsprechende Bezugszeichen bezeichnen in den
zahlreichen Ansichten der Zeichnung die entsprechenden Teile.
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Detaillierte Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsformen
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(1) Die Femur-Kopf-Halsprothese
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Bezugnehmend
nun auf die Zeichnung und insbesondere die 1, 1A und 1B ist
eine transossale, nicht zementierte Femur-Kopf-Halsprothese der
vorliegenden Erfindung (allgemein mit 1 bezeichnet) als
in ein Femur F implantiert gezeigt. Das Femur hat einen Femurschaft
S, einen Femurkopf H, einen Hals N und einen größeren Rollhügel T an dem oberen Ende des
Schaftes an der Seite des Femurs. Das Femur F hat eine harte Schicht
aus Kortexknochen C an der Knochenoberfläche, relativ weiche Knochenschwammsubstanz
und Knocheninnenhaut (nicht gezeigt) innerhalb des Femurs. Die Prothese 1 ist
aus Kobalt-Chrom-Legierung,
Titan oder einem anderen geeigneten Werkstoff hergestellt und hat
eine Längsachse,
die allgemein mit AX-1 bezeichnet ist. Nach Implantierung erstreckt
sich die Prothese 1 im Allgemeinen von dem resezierten
Femurhals N diagonal durch den Knochenmarkkanal MC und (posterolateral)
an der gegenüberliegenden Seite
des Femurs nach außen.
Die Prothese 1 ist von der Art, die nicht in das Femur
F einzementiert ist, sondern durch mechanische gegenseitige Verbindung
der Prothese mit dem Knochen befestigt ist, wie nachfolgend im einzelnen
beschrieben wird. Prothese 1 ist so gebaut, dass sie in
dem Knochen gegen Rotation (um ihre Längsachse AX-1) und Kippbewegung
(anterior-posterior und medial-lateral) sicher gehalten wird, während eine
axiale Mikrobewegung zugelassen wird, um natürliche Knochenbelastungsbedingungen
zu erreichen und dadurch den Knochen zu konservieren.
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Die
Prothese 1 hat eine im Allgemeinen sphärische Kugel 3, die
in einer Pfanne (nicht gezeigt) aufgenommen ist, die in den Hüftsockel
(nicht gezeigt) implantiert ist, um eine Bewegung an dem Hüftgelenk
zu ermöglichen.
Unter Bezugnahme nun ferner auf die 5A–5H ist
die Kugel 3 an einem Oberteil 5A eines Halses
der Prothese fest angebracht, der in einem Loch (nicht gezeigt)
an der Unterseite der Kugel aufgenommen ist. Der Hals 5 ist im
Allgemeinen von zylindrischer Form und hat unterhalb des Oberteils 5A ein
Unterteil 5B, das von kleinerem Durchmesser als der obere
Teil ist. Der untere Teil 5B des Halses ist auf einem Kragen
(allgemein mit 7 bezeichnet) der Prothese 1 montiert,
der wie in 1 gezeigt gegen den Femurhals
N trägt
und Belastungen auf das obere Femur überträgt. Der Kragen 7 verläuft wie
gezeigt ununterbrochen um den Umfang der Prothese 1 und
erstreckt sich lateral, anterior, medial und posterior nach außen, um
den Knochenmarkkanal MC abzudecken.
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Der
Kragen 7 hat eine Halsplattform 9, auf der der
Hals 5 angebracht ist, und einen gekrümmten Flansch 11,
der dem größeren Rollhügel T des
Femurs anliegt. Die Unterseite der Halsplattform 9A hat eine
schwach-kugelstumpfförmige
Form, und die Unterseite des Flansches 11A hat die Form
eines Kegelabschnitts. Bei der bevorzugten Ausführungsform bildet die Unterseite 9A der
Plattform einen Winkel von etwa 10° mit einer zu der Längsachse
AX-1 der Prothese senkrechten Ebene. Die Form der Unterseite 9A und
ihre enge Entsprechung zu der Form des auf dem resezierten Hals
D gebildeten Sitz erlaubt dem Kragen 7, den Knochenmarkkanal MC
abzudecken und Bruchstücke
daran zu hindern, nach der Implantation der Prothese 1 in
den Knochenmarkkanal zu wandern. Die gekrümmte Unterseite 11A des
Flansches bildet einen Winkel von etwa 60° mit derselben Ebene. Somit
definiert die Unterseite (9A, 11A) des Kragens 7 einen
Verbundwinkel. Die flachere Halsplattform 9 liegt auf dem
teilweise resezierten Femurhals N und der Flansch 11 lehnt
gegen den größeren Rollhügel T des
Femurs. Der größere Rollhügel ist die
Hauptstelle der Muskelbefestigung an dem Femur F an der Hüfte. Der
nach oben ragende Flansch 11 erlaubt dem Kragen 7,
die Prothese 1 auf dem Kortexknochen C auf dem oberen Femur
zuverlässig abzustützen und
dabei das meiste des größeren Rollhügels T zu
erhalten. Die Benutzung eines im Wesentlichen flachen Kragens (nicht
gezeigt) würde
die Resektion eines wesentlichen Teils des Rollhügels T erfordern, um Raum für den Kragen
zu schaffen. Die Unterseite (9A, 11A) des Kragens 7 der
vorliegenden Erfindung liegt dem harten Kortexknochen C des Femurs
an und wird durch ihn gestützt.
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Bei
der bevorzugten Ausführungsform
sind die Unterseite 9A der Halsplattform 9 und
die Unterseite 11A des Flansches 11 mit einem
porösen
Werkstoff (nicht gezeigt) beschichtet, um das Knochenwachstum in
den Kragen 7 dort zu erleichtern, wo er auf dem oberen
Ende des Femurs F ruht. Die übrigen Teile
des Kragens 7 und alle anderen Teile der Prothese 1 bleiben
jedoch vorzugsweise frei von poröser Beschichtung,
Aufrauhung oder anderer Konstruktion, die das Knochenwachstum in
die Prothese begünstigen
würden.
Es ist zu bemerken, dass die Benutzung einer porösen Beschichtung oder anderen Struktur
zur Erleichterung des Knocheneinwuchses in die Prothese 1 anders
als beschrieben sein kann und doch in den Schutzumfang der vorliegenden
Erfindung fällt.
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Ein
allgemein mit 13 bezeichneter, an der Unterseite des Kragens 7 angebrachter
Schaft erstreckt sich im Allgemeinen abwärts durch das Femur F. In der
bevorzugten Ausführungsform
sind der Hals 5, der Kragen 7 und der Schaft 13 aus
einem Stück gebildet.
Die Längsachse
AX-2 des Halses 5 ist parallel zu der Längsachse des Schaftes, die
mit der Längsachse
AX-1 der Prothese 1 zusammenfällt. Nach Einbau ist die Prothese 1 im
Wesentlichen parallel zu einer Achse AX-5 (1A), die
der Richtung des normalen Belastungsvektors der Hüfte entspricht,
so dass Kräfte
von der Hüfte
kompressiv auf den Hals 5 wirken, der jene Kräfte (über den
Kragen 7) kompressiv auf den Femurhals N überträgt. Die axiale
Fixierung der Prothese 1 in dem Knochen wird durch das
Knocheneinwachsen des oberen Femurs F in den Kragen 7 erreicht.
Wie nachfolgend eingehender beschrieben wird, wird eine axiale Fixierung des
Schaftes 13, die durch das Einwachsen des Knochens in den
Schaft und/oder Beanspruchungshärtung
des dem Schaft anliegenden Knochens verursacht wird, durch die Konstruktion
des Schaftes verhindert.
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Der
Schaft 13 hat ein Oberteil und ein Unterteil (die allgemein
durch Bezugszahlen 15 bzw. 17 bezeichnet sind).
Die radial nach außen
weisenden Flächen
des Schaftes 13, die für
den Eingriff in das innere des Femurs F eingerichtet sind, sind
allgemein „Fixierungsoberflächen". Der Unterteil 17 ist
größenmäßig für eine enge
Passung in dem Femur F ausgebildet und hat längs verlaufende Keile 19 (siehe 3 und 5H),
die in den Femur in den Knochen eindringen, um die Prothese 1 in
dem Femur zu befestigen. Der Unterteil 17 hat einen Längsspalt 21 zur Anpassung
an eine normale Belastungsablenkung des proximalen Femurs. Die Keile 19 halten
die Prothese 1 nach der Implantation sicher gegen Drehbewegung
um die Längsachse
AX-1 und begünstigen das
Knochenwachstum zwischen den Keilen. Obgleich die Keile 19 jedoch
Widerstand gegen die axiale Verschiebung der Prothese 1 relativ
zu dem Femur F leisten, erfolgt durch die Keile keine starre Fixierung
der Prothese gegen axiale Mikrobewegung. Um eine zusätzliche
Fixierung der Prothese 1 zu schaffen, können auch auf dem Oberteil 15 des Schaftes
Keile (nicht gezeigt) ausgebildet sein.
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Eine
in 6 gezeigte bevorzugtere Ausführungsform einer Prothese 1' hat ein massives
Schaftunterteil 17'.
Vermutlich schafft der massive Schaft eine größere Genauigkeit beim Einbau
und verhindert eine axiale Fixierung, die möglicherweise durch Einwachsen
des Knochens in den Schlitz 21 der Prothese eintreten könnte. Eine
noch bevorzugtere Ausführungsform
einer Prothese 1'' ist in den 18N und 18P gezeigt
und hat eine ebene Unterseite 9A'' des
Kragens 7''.
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Das
distale Ende des Unterteils 17 des Schaftes 13 ist
unter einem Winkel zu der Längsachse
geschnitten, so dass das distale Ende des Unterteils etwa spitz
ist. Das distale Ende des Unterteils 17 ist außerdem im
Allgemeinen seitlich hinten mit der Außenfläche des Femurs F ausgerichtet
oder parallel zu dieser. Der Unterteil 17 streckt sich
vorzugsweise von der posterolateralen Seite des Femurs F nach außen, um
das Knochenwachstum über
das distale Ende des Unterteils zu hemmen, das die Prothese 1 in
axialer Richtung fixieren und die natürliche Belastung an dem oberen
Ende des Femurs durch den Kragen 7 verhindern würde.
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Der
Oberteil 15 des Schaftes 13 hat im Allgemeinen
nahe an dem Kragen 7 (siehe 5G) die Form überlappender
Zylinder. Ein erstes überlappendes
zylindrisches Element des Oberteils ist mit 23 bezeichnet,
und ein zweites überlappendes
zylindrisches Element des Oberteils ist mit 25 bezeichnet. Das
erste (kleinere) zylindrische Element 23 ist mit der Längsachse
AX-1 der Prothese 1 koaxial, während das zweite (größere) zylindrische
Element 25 eine Achse hat, die zu dem ersten zylindrischen
Element parallel und um eine Strecke von der Achse AX-1 radial versetzt
ist, die kleiner als die Summe der Radien des ersten und zweiten
zylindrischen Elements ist. Das erste zylindrische Element 23 hat
einen größeren Durchmesser
als der koaxiale Schaftunterteil 17 des Schaftes. Der Durchmesser
des Unterteils 17 ist klein gehalten, um die Größe der in
der posterolateralen Femurkortex gebildeten Öffnung zu minimieren. Wenn
z. B. der Durchmesser des ersten Elements 23 15 mm wäre, würde der
Durchmesser des Unterteils 17 etwa 12 mm sein. Die Form
des Oberteils 15 wird durch die Teile des ersten und zweiten
zylindrischen Elements 23, 25 begrenzt, die sich nicht überlappen.
Die versetzte exzentrische Anordnung des zweiten Elements 25 veranlasst
den in den Bohrungen B1, B2 aufgenommenen Oberteil 15,
die Prothese gegen Drehung um die Achse AX-1 zu halten. Eine Oberfläche 25A des
unteren Endes des zweiten zylindrischen Elements ist in einer Ebene
abgeschnitten, die mit der Längsachse
AX-1 einen Winkel von etwa 30° bildet.
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Wie
in den 2A–D gezeigt,
berührt
der Oberteil 15 des Schaftes 13 den endostealen Halskortex
des Femurs F nur in diskreten Flächen entlang
dem Umfang des Oberteils. Die Querschnittsdarstellungen der Zeichnungen
(wie in 1 angegeben) zeigen schematisch
die Anlagebereiche des Kortex und des Schaftoberteils 15 an
vier unterschiedlichen Stellen entlang der Länge des Oberteils. Es ist zu
bemerken, dass die Anlage an drei voneinander beabstandeten Stellen
um den Oberteil 15 herum so erfolgt, dass der Oberteil
eine gute Fixierung gegen Drehbewegung der Prothese 1 um
ihre Längsachse
AX-1 und gegen Kippbewegung der Prothese um zu der Längsachse
senkrechte Achsen schaffen kann.
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Die
diskreten Kontaktflächen
schaffen jedoch keine starre Fixierung des Oberteils 15 des Schafts 13 gegen
Axialbewegung relativ zu dem Femur F. Die begrenzte Kontaktfläche verringert
die Reibungswechselwirkung der Prothese und des Knochens in dem
endostealen Halskortex. Außerdem
hat der obere Halsteil 15 glatte Außenwandungen, die das Einwachsen
des Knochens in den Schaftoberteil im Wesentlichen verhindern und
dadurch die axiale Fixierung der Prothese durch Einwachsen des Knochens
verhindern. Somit wird der Schaftoberteil 15 nicht verhindern,
dass Lasten von der Hüfte
kompressiv auf das obere Ende des Femurs F einwirken. Diese natürlichere
Belastung des Femurs induziert eine natürlichere Beanspruchung des
oberen Femurs und verhindert eine Zustandsverschlechterung des oberen
Femurs, was zur Maximierung der Nutzlebensdauer der implantierten
Prothese 1 wichtig ist.
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(2) Benutzte Instrumente
zur Implantierung der Prothese
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Während eine
Anzahl unterschiedlicher Instrumente zur Implantierung der Femur-Kopf-Halsprothese 1 hilfreich
sein kann, ist eine allgemein mit 29 bezeichnete und in
den 7A–7C gezeigte
Winkelführung
besonders zur lösbaren
Befestigung an dem Femurschaft 5 eingerichtet, um mehrere
Schneid-, Bohr- und Räumgeräte in Bezug
auf das Femur F in Position zu halten. Die Winkelführung 29 umfasst
einen Stützarm 31 (siehe 8A–8D)
mit einem ersten Element 31A, das zwecks flächiger Anlage
an dem Femurschaft S zur lösbaren
Befestigung durch eine geeignete Klemme (nicht gezeigt) eingerichtet
ist. Ein zweites Element 31B erstreckt sich von dem ersten Element 31A nach
außen
und hat eine gebogene Planscheibe 31C. Eine Führungshülse 33 oder
ein Auslegerteil (siehe 9A–9E)
kann sich an einer Seite des Femurschaftes an dem Stützarm 31 unter
einem ausgewählten
Winkel aufwärts
und auswärts
erstrecken. Die Führungshülse 33 hat
ein Montageelement 33A, das durch eine Schraube 35 an dem
Stützarm 31 befestigt
ist. Die Führungshülse 33 kann
relativ zu dem Stützarm 31 dadurch
winkelmäßig eingestellt
werden, dass man die Schraube 35 löst und die Führungshülse auf
der Schraube in eine ausgewählte
Winkelposition dreht. Die Planscheibe 31C trägt Markierungen,
auf die ein mit dem Montagelement 33A verbundener Zeiger 37 zeigt,
um den Winkel der Führungshülse anzuzeigen.
Der Winkel wird so ausgewählt, dass
die Führungshülse 33 nach Anbringung
des Stützarms
an dem Femur sich von dem Stützarm 31 längs einer
Linie erstreckt, die im Wesentlichen parallel zu dem zuvor bestimmten
mittleren Kompressionsbelastungsvektor (die „normale" Richtung, in der das Femur F belastet
wird, AX-5) für das
Femur des spezifischen Patienten verläuft. Die Führungshülse 33 hat eine Durchbohrung 39 zur
Aufnahme und Halterung anderer Instrumente in der gleichen Winkellage
wie die Führungshülse.
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Wie
oben angegeben, ist die Winkelführung 29 für die Halterung
verschiedener unterschiedlicher Instrumente eingerichtet, die bei
der Implantierung der Prothese 1 der vorliegenden Erfindung
benutzt werden. Ein solches Instrument ist eine Sägeführung 41 (siehe 4B),
die in der Durchgangsbohrung 39 in der Führungshülse 33 zwecks
Führung
eines Sägeblatts
(nicht gezeigt) lösbar
angebracht werden kann, um den Femurhals N zu schneiden. Die Sägeführung 41 hat
einen Sägeschnittschlitz 41A,
der im Allgemeinen senkrecht zu der zentralen Längsachse der Führungshülse 33 verläuft. Die
Sägeführung 41 ist
in der Durchgangsbohrung 39 verschieblich einstellbar,
um sie zu dem Femurhals N passend zu positionieren. Eine Stellschraube 43 der
Winkelführung 29 ist
vorgesehen, um die Sägeführung 41 in
der eingestellten Position festzulegen.
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Unter
Bezugnahme nunmehr auf die 10A–10D hat eine allgemein mit 45 bezeichnete
Kalkar-Fräserführung einen
Auslegerteil 47, der in der Durchgangsbohrung 39 der
Winkelführung 29 aufgenommen
werden kann, um ihn auf der Winkelführung in der gleichen Weise
wie die Sägeführung 41 zu
montieren. Die Kalkar-Fräserführung hat
ein Führungsrohr 49,
das an dem Auslegerteil 47 angebracht ist. Die Kalkar-Fräserführung 45 ist
längs der
Führungshülse 33 in
dem Durchgangsloch 39 verschieblich einstellbar, um sie
in Bezug auf den Femurhalssitz des Femurhalses N passend zu positionieren.
Die Kalkar-Fräserführung 45 wird
gegenüber der
Führungshülse 33 drehfest
gehalten. Die Position des Kalkar-Fräserführungsrohres 49 über dem
Femurhals N definiert die Achse AX-1.
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Es
ist eine Reihe von Kalkar-Fräsern
mit progressiv größeren Durchmessern
vorgesehen, um die Seite des in dem Femur F gebildeten Loches allmählich zu
vergrößern. Ein
letzter Kalkar-Fräser 51 (11A–11C) ist von einer Größe, um die erste Bohrung B1
in dem medialen Endosteum zu fräsen zwecks
Schaffung eines engen Sitzes zwischen der Prothese 1 und
dem medialen Endosteum.
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Eine
kanülierte
Stiftführung 53 (12A–12D), ist von solcher Größe, dass sie durch das Führungsrohr 49 der
Kalkar-Fräserführung 45 aufgenommen
wird und in der ersten Bohrung B1, die in dem Femurhals N durch
einen Kalkar-Fräser 51 geschaffen
wurde, gleitbar aufgenommen wird. Die kanülierte Stiftführung 53 hat
eine zentrale axiale Durchbohrung 55 zur gleitbaren Aufnahme
eines Trokarpunktführungsstiftes 47 (4N)
und eines Bohrpunktführungsstiftes 59 (4P).
Der Trokarpunktführungsstift 47 und
der Bohrpunktführungsstift 59 haben
denselben Durchmesser, z. B. 3,5 mm.
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Ein
kanülierter
Kortexbohrer 61 (13A–13D) ist größenmäßig so ausgebildet, dass
er auf dem Bohrpunktführungsstift 59 gleitbar aufgenommen
wird. Der kanülierte
Kortexbohrer 61 ist von einer Größe, um eine Bohrung durch den
posterolateralen Femurkortex C zu bohren, die im Durchmesser etwas
kleiner als der distale Schaft der Prothese 1 ist (z. B.
9 mm für
einen Protheseschaft von 9,5 mm Durchmesser).
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Eine
allgemein mit 63 (14A–14E) bezeichnete versetzte Räumungsführung ist von einer Größe, dass
sie in der ersten Bohrung B1 gleitbar aufgenommen wird. Die versetzte
Räumungsführung 63 umfasst
einen Zapfen 65 und einen Führungsfinger 67, die
auf einer Plattform 69 angebracht sind, und einen distalen
Endabschnitt 71. Der distale Endabschnitt 71 der
versetzten Räumungsführung 63 ist
von einer Größe (bei
der dargestellten Ausführungsform
14 mm), dass er durch die erste Bohrung B1 hindurchtreten kann und
ein distales Patronenende hat, um den Durchgang durch die erste
Bohrung zu erleichtern. Die Außenform
der Plattform 69 (betrachtet von den Enden der Räumungsführung 63)
ist im Allgemeinen die sich nicht überlappender Flächen von
zwei axial parallelen, sich radial überlappenden Zylindern (siehe 14C und 14E).
Ein größerer Zylinder 69A der
sich überlappenden
Zylinder, der mit der Achse des distalen Endabschnitts 71 der Räumungsführung 63 koaxial
ist, ist größer als
der eines kleineren Zylinders 69B. Der kleinere Zylinder 69B ist
von einer Ebene geschnitten, die abwärts zu der Überschneidung mit dem größeren Zylinder 69A abgewinkelt
ist. Die größte Querdimension
der Plattform 69 beträgt
etwa 15 mm, um mit der ersten Bohrung B1 eine Passung Linie auf
Linie zu schaffen. Es ist jedoch zu bemerken, dass die Querdimension
der Plattform je nach Größe des Knochens
variieren wird.
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Der
Führungsfinger 67 ist
parallel zu dem Zapfen 65 und im Allgemeinen in Bezug auf
den Zapfen 65 justiert. Der Führungsfinger 67 liegt
der endostealen Wandung in dem Femur F an, um das Halten des Zapfens 65 in
Position zu erleichtern, wenn ein kanülierter Räumer 73 (siehe 15A–15D) den Knochen schneidet. Der Zapfen 65 ist
zylindrisch und von der zentralen Längsachse des distalen Endabschnitts 71 der
versetzen Räumungsführung 63 um
etwa 6 mm versetzt. Die genaue Versatzstrecke variiert in Abhänigkeit
von der Größe des Knochens, in
den die Prothese 1 eingesetzt wird. Der Zapfen 65. ist
größenmäßig so ausgebildet,
um auf ihm den kanülierten
Räumer 73 aufnehmen
zu können
und auf dem Zapfen eine Drehung des kanülierten Räumers zwecks Räumung des
Knochens zu ermöglichen
und dabei den Räumer
längs einer
parallel zu der Achse AX-1 der in dem Femur F gebildeten ersten
Bohrung B1 zu führen.
Der kanülierte
Räumer 73 bildet
die zweite Bohrung B2.
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Eine
allgemein mit 75 bezeichnete Kalkar-Planierungsführung umfasst einen Schaft 77 mit
einem Oberteil 77A und einem Unterteil 77B und einen
Zapfen 79, der im Allgemeinen mit dem Schaft koaxial ist
(16A–16D). Die Kalkar-Planierungsführung 75 hat eine
patronenförmige
distale Spitze, um den Durchgang durch die erste Bohrung B1 zu erleichtern.
Die Form des Schaftes 77 ist im Allgemeinen die gleiche
wie die der Prothese 1 mit der Ausnahme, dass der untere
Schaftteil 77B glatt ist (d. h. die Keile 19 der
Prothese nicht hat). Der Oberteil 77A des Schaftes ist
in einer in dem Femurhals ausgebildeten Anordnung von 2 Bohrungen (erste
B1 und zweite B2) aufgenommen. Die Kalkar-Planierungsführung 75 sitzt
mit Feinpassung in der ersten und zweiten Bohrung B1, B2, um die Planierungsführung gegen
Bewegung innerhalb des Femurs F zu halten. Die Außenfläche des
Schaftes 77 ist bei der in den 16A und 16B dargestellten Ausführungsform glatt.
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Die
Kalkar-Planierungsführung
sollte jedoch vorzugsweise eng der Form der Prothese 1 entsprechen. 16D zeigt eine Ausführungsform einer Kalkar-Planierungsführung 75', bei der der
Schaft 77' Keile 77C' hat, die den
Keilen 19 der Prothese identisch entsprechen. Falls die
Prothese auch Keile (nicht gezeigt) auf dem Oberteil 15 ihres
Schaftes 13 hätte,
würden ähnliche
Keile (nicht gezeigt) auf dem Oberteil 77A' des Planiererführungsschaftes 77' gebildet werden.
Durch genaueres Zusammenpassen der Formen der Schäfte (13, 77') der Prothese 1 und der
Planierungsführung 75' kann eine größere Kongruenz
der Unterseite (9A, 11A) des Kragens 7 und des
auf dem Hals N gebildeten Sitzes erreicht werden.
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Ein
Kalkar-Planierer der vorliegenden Erfindung (allgemein mit 81 bezeichnet)
bildet einen Sitz für
den Kragen 7 der Prothese 1 auf dem resezierten Hals
N des Femurs F (siehe 17A–17C). Der Kalkar-Planierer 81 fasst einen
allgemein mit 83 bezeichneten Kopf und einen sich von dem
Kopf axial erstreckenden Schaft 85. Der Kalkar-Planiererkopf hat
einen zentralen axialen Durchgang 87, der den Zapfen 79 der
Planierungsführung 75 aufnimmt,
um den Planierer auf der Planierungsführung zur Drehung relativ zu
der Planierungsführung
auf dem Zapfen anzubringen. Der Boden 89 des Kopfes 83 hat
die Form eines Kegelstumpfes. Der Winkel des Kegels zu einer zur
zentralen Längsachse
AX-1 senkrechten Ebene beträgt
etwa 10°,
wenn der Planierer 1 auf der Planiererführung 75 montiert
ist. Die Seite 91 des Kopfes 83 hat auch eine
kegelige Form und bildet mit der zur zentralen Längsachse AX-1 senkrechten Ebene
einen Winkel von etwa 60°.
Die Form des Kopfes 83 entspricht weitgehend der Form der
Unterseite (9A, 11A) des Kragens 7.
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Wenn
die Prothese 1'' mit der flachen
Unterseite 9A'' einzusetzen
ist, ist der Boden 89' des
Kopfes 83 des Kalkar-Planierers 81' ebenfalls flach. Der Kalkar-Planierer 81' mit einem flachen
Boden 89' ist in 18M dargestellt. Es wird angenommen, dass die
Benutzung des flachbödigen
Kalkar-Planierers 81' und
der Prothese 1'' die Aussicht
vergrößert, einen
sehr hohen Kongruenzgrad zwischen der Prothese und dem durch den
Kalkar-Planierer gebildeten Sitz auf dem Hals N zu erreichen.
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(3) Methode der Implantierung
der Prothese
-
Die
Methode der vorliegenden Erfindung zur Implantierung der Prothese 1 gewährleistet
eine ziemlich gute Kopierung der Normalbelastung des Femurs F (d.
h. der Belastung vor Implantierung der Prothese). Eine bevorzugte
Methode der vorliegenden Erfindung ist in den 4A, 4B und 4M–4S dargestellt.
Eine weniger bevorzugte Methode ist in den 4A–4L dargestellt.
Die am meisten bevorzugte Methode ist in den 18A–18P dargestellt. Eine Femur-Kopf-Halsprothese, die die normalen
Belastungsbedingungen nicht kopiert, wird die Beanspruchungsverteilung
in dem Femur F verändern.
Wie in dem US-Patent Nr. 4,998,937 erwähnt, das hier durch Bezugnahme
aufgenommen wird, verursachen diese Änderungen der Beanspruchungsverteilung nach
dem Wolffschen Gesetz gegebenenfalls Veränderungen in der internen Struktur
des Knochens. Jene Teile, die einer geringeren Beanspruchung als vorher
unterliegen, werden wahrscheinlich eine Zustandsverschlechterung
erleiden, und jene, die einer größeren Beanspruchung
als zuvor unterliegen, werden sich wahrscheinlich verdicken. Ein übermäßiger Beanspruchungsanstieg über den
bei normaler Belastung kann die Knochenzellen töten, wenn die Beanspruchung über einen
längeren
Zeitraum erfolgt. Zur Replizierung einer normalen Belastung richtet das
Verfahren der vorliegenden Erfindung den Schaft 13 der
Prothese 1 auf den mittleren Kompressionsbelastungsvektor
für das
spezielle Femur aus, wobei der Vektor von Person zu Person verschieden
ist.
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Unter
Bezugnahme auf 1A hat das menschliche Femur
F zwei äußerlich
sichtbare Achsen: Die Achse des Femurhalses AX-4 und die Achse der
Femurschaftes AX-3. Der Knochen wird jedoch längs keiner dieser beiden sichtbaren
Achsen belastet, sondern vielmehr auf einer dritten Achse (parallel zu
den mittleren Kompressionsbelastungsvektor), die äußerlich
nicht erkennbar ist. In Reaktion auf die kompressive Belastung und
die Dichte der Beanspruchungsenergie, die das Femur F erfährt, bilden
sich in dem Femur Knochenverstärkungslinien,
die Kompressionstrabekel genannt werden. Die Sammlung dieser Verstärkungslinien
ist der Kompressionstrabekelstrom TS. Die spezielle Sammlung der
Kompressionstrabekel in dem Femurhals, die in 1A gezeigt
ist, wird als der mediale Trabekelstrom TS bezeichnet, und die mittlere
Richtung des medialen Trabekelstroms kann als die mediale Trabekelstromachse
AX-5 bezeichnet werden. Der Winkel θ, den die Achse AX-5 mit der
zentralen Längsachse
des Femurschaftes AX-3 bildet, liegt im Allgemeinen in dem Bereich
von 140 bis 170 Grad. In der Praxis wird dieser Winkel in Profil-Röntgenaufnahmen
der Hüfte zwischen
der Achse AX-5 und einer Seitenfläche des Femurs F (siehe 4A)
gemessen. Die Benutzung des medialen Trabekelstroms TS zur Positionierung der
Prothese 1 ist in US-Patent Nr. 4,998,937 diskutiert.
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Um
die Prothese 1 nach dem Verfahren der Erfindung in das
Femur einzusetzen wird zuerst das Hüftgelenk und die laterale Seite
des Femurs chirurgisch freigelegt. Die vertikale Ebene P-1 durch
die zentrale Längsachse
AX-2 des Femurhalses liegt typischerweise unter einem Winkel von
etwa 15° vor
einer lateral-medialen Ebene P-2 durch die zentrale Längsachse
AX-3 des Femurschaftes, wie in 1B gezeigt
ist. Dieser Winkel wird überlicherweise
als die „Vorwärtsneigung" des Femurhalses
bezeichnet. Die Winkelführung 29 ist
demgemäß radial
auf dem Femur F angeordnet, so dass die vertikale Achse des Stützarms 31 in
der Ebene P-1 etwa 15° vor
der lateral-medialen Ebene P-2 liegt (da der Stützarm lateral der Achse AX-3
ist und der Femurhals 7 medial ist). In dieser Lage sollte
eine vertikale Ebene P-3 durch die Führungshülse 33 parallel zu
der Ebene P-1 sein. Ferner ist die Winkelführung 29 proximal-distal
auf dem Femur F angeordnet, so dass das obere Ende der Führungshülse 33 mit
Bezug auf die Basis des Femurhalses zentriert ist, wie in 1B gezeigt
ist. Die Winkelführung 29 wird
dann durch eine Klemme (nicht gezeigt) auf den Femurschaft S aufgeklemmt. Die
Führungshülse 33 wird
durch Lösen
der Schraube 35 relativ zu dem Stützarm 31 so eingestellt,
dass ihr Winkel mit der Mittelachse AX-3 des Femurschaftes S mit
dem Winkel θ des
medialen Trabekelstroms TS zusammenfällt. Dies wird dadurch erreicht,
dass man den Zeiger 37 der Führungshülse auf den passenden, auf
der Planscheibe 31C des Stützarms 31 angezeigten
Winkel ausrichtet.
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Die
Sägeführung 41 wird
(proximal-distal) so auf der Führungshülse 33 positioniert,
dass sich der Sägeschnittschlitz 41A an
der Basis des Femurhalses N befindet und im Allgemeinen auf die
obere Oberfläche
des lateralen Femurkortex des Femurs F ausgerichtet ist, wie in 4B gezeigt
ist. In dieser Position sollte der Sägeschnittschlitz senkrecht
zu dem medialen Trabekelstrom TS verlaufen. Die Stellschraube 43 wird
angezogen, um die Sägeführung 41 in
der Führungshülse 33 der
Winkelführung 29 fest
anzubringen.
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Wenn
die Sägeführung 41 an
Ort und Stelle ist, wird der Femurhals N mit einer Schwingsäge (nicht
gezeigt) geschnitten, wobei die Säge durch den Sägeschnittschlitz 41A fährt, um
einen Oberflächenschnitt
zu bilden, der sich von dem lateralen Femurkortex unter einem Winkel
von etwa 60° zu
der zentralen Längsachse
AX-3 des Femurschaftes S erstreckt. Die Sägeführung 41 wird dann
aus der Führungshülse 33 entfernt,
wobei die Winkelführung 29 in
ihrer ursprünglichen
Lage an dem Femurschaft S angebracht bleibt, und der Femurkopf H
wird entfernt.
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Wenn
ein Austausch der gesamten Hüfte
(d. h. Ersatz des Femurkopfes H und der Hüftgelenkpfanne, (nicht gezeigt))
erforderlich ist, sollte die Hüftgelenkpfanne
nicht präpariert
werden.
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Bei
der ersten bevorzugten Ausführungsform,
wie sie in den 4A, 4B und 4M–4S gezeigt
ist, wird die Kalkar-Fräserführung 45 an
der Führungshülse 33 befestigt,
die die Kalkar-Fräserführung wirksam
auf die Schnittfläche des
Femurhalses N zentriert. Die Winkelführung 29 richtet die
Kalkar-Fräserführung 45 ebenfalls
parallel zu der Achse AX-5
aus. Eine Starterbohrung wird in den Femurhals 7 gebohrt.
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Ein
Fräser
(nicht gezeigt) von relativ kleinem Fräsdurchmesser ist in der Kalkar-Fräserführung 45 gleitbar aufgenommen,
um den Femurhals zu fräsen. Der
Femurhals N wird durch eine Aufeinanderfolge von Stirn- und Flankenschneidfräsern gefräst, wobei jeder
folgende Fräser
einen größeren Durchmesser als
der vorhergehende Fräser
hat. Der Femurhals N hat eine innere Beschichtung (oder Oberfläche), die als
das Endosteum bezeichnet wird. Der abschließende Fräsdurchmesser wird für das individuelle
Femur so bestimmt, dass ein passender Durchmesser der ersten Bohrung
B1 an dem medialen Endosteum geschaffen wird. Der Kalkar-Fräser 51 von
geeignetem Durchmesser fräst
in das mediale Endosteum eine Bohrung bis auf den Enddurchmesser
(z. B. 15 mm). Der Kalkar-Fräser 51 wird
dann aus der Kalkar-Fräserführung 45 (4M)
entfernt.
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Wie
in 4N gezeigt, ist die kanülierte Stiftführung 53 in
der Kalkar-Fräserführung 51 sowie
in die erste Bohrung 1 in dem medialen Endosteum aufgenommen.
Der Trocar-Punktführungsstift 57 ist
in dem axialen Kanal 55 der kanülierten Stiftführung aufgenommen,
um auf dem lateralen Endosteum einen Startermarke anzubringen. Nachdem
die Startermarke angebracht ist, wird der Trocar-Punktführungsstift 57 aus
dem Kanal 55 entfernt. Der Bohrpunkt-Führungsstift 59 wird
dann in dem axialen Kanal 55 der kanülierten Stiftführung aufgenommen
und benutzt, um den posterolateralen Femurkortex C zu durchbohren
und dabei in ihm ein schräges
Loch zu bilden. Der Bohrpunkt-Führungsstift 59 wird
nach dem Bohren des schrägen
Loches in dem Kortex am Ort gelassen, die kanülierte Stiftführung 53 wird
von dem Femur F entfernt, und die Kalkar-Fräserführung 45 wird
aus der Führungshülse 33 der
Winkelführung 29 entfernt.
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Wie
in 4P gezeigt, ist der kanülierte Kortexbohrer 61 auf
dem Bohrpunkt-Führungsstift 59 aufgenommen,
um den posterolateralen Femurkortex C auf derselben Achse wie die
erste Bohrung B1 zu durchbohren, die von dem Kalkar-Fräser 51 gefräst wurde.
Der Kortexbohrer 61 bohrt ein schräges Loch bis auf einen Durchmesser,
der kleiner ist als der der in dem Femur F gebildeten ersten Bohrung B1.
Der kanülierte
Kortexbohrer 61 und der Bohrpunkt-Führungsstift 59 werden
dann aus dem Femur F entfernt.
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Dann
wird die Versatz-Räumungsführung 63 mit
der Patronenspitze zuerst in die erste Bohrung B1 eingesetzt. Der
erste kanülierte
Räumer
(nicht gezeigt) wird auf dem Zapfen 65 aufgenommen, um
die zweite Bohrung B2 in dem Femurhals N zu räumen, die parallel zu der ersten
Bohrung B1 verläuft.
Es wird eine Folge kanülierter
Räumer
(nicht gezeigt) benutzt, wobei jeder folgende Räumer einen größeren Durchmesser
hat. Der letzte kanülierte
Räumer 73 räumt die
zweite Bohrung B2 bis auf einen Durchmesser, der Linienkontakt zwischen
der Prothese 1 und den Endosteum erreicht (4Q).
Nachdem die zweite Bohrung B2 bis auf eine Tiefe zur Aufnahme des
oberen Schaftteils 15 der Prothese 1 geräumt ist, werden
der kanülierte
Räumer 73 und
die Versatz-Räumungsführung 63 aus
dem Femur F entfernt.
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Bezugnehmend
auf 4R wird die Kalkar-Planierungsführung 75 in die proximale
Seite der ersten Bohrung B1 und durch das schräge Loch in dem posterolateralen
Kortex C eingesetzt. Die mittlere Längsachse des Zapfens 79 und
der Schaft 77 der Kalkar-Planierungsführung 75 sind mit
der ersten Bohrung B1 kolinear. Der Kalkar-Planierer 81 wird dann
auf den Zapfen 79 aufgesetzt, und die Oberfläche des
Femurhalses wird im Allgemeinen senkrecht zu der Achse (AX-1) der
ersten Bohrung B1 planiert, wobei sogar Druck auf den Kalkar-Planierer ausgeübt wird,
um einen Sitz für
den Kragen 7 der Prothese 1 zu bilden. Der größere Rollhügel T wird
durch den Kalkar-Planierer 81 im Wesentlichen erhalten.
Nur ein abgewinkeltes Segment des Rollhügels T wird weggeschnitten
und dadurch ein abgewinkelter Sitz für den Flansch 11 des
Kragens 7 geschaffen. Auf diese Weise wird eine sichere Anlage
der Prothese 1 auf dem Kortexknochen C des oberen Femurs
erreicht, ohne dass ein wesentlicher Teil des Rollhügels T (1)
geopfert wird.
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Der
Boden 89 des Kalkar-Planierers 81 ist leicht schalenförmig, so
dass der Teil des Sitzes auf dem Femurhals N zu der Achse AX-1 hin
abfällt.
Die Form dieses Sitzteils ist komplementär zu der der Unterseite 9A des
Prothesekragens 7. Die Schalenform des Sitzes auf dem Femurhals
N unterstützt
die Anordnung der Prothese 1. Die gesamte Sitzfläche liegt außerdem der
Unterseite (9A, 11A) des Kragens 7 an und
unterliegt der Belastung durch die Prothese 1, wenn die
Unterseite des Kragens 7 und der Sitz deckungsgleich sind.
Die Belastung des Knochenmaterials des Sitzes auf der gesamten Anlagefläche mit der
Kragenoberfläche
(9A, 11A) verhindert eine Resorption (Rückbildung)
des Knochens, nachdem die Prothese 1 implantiert ist. Obgleich
die makroskopische Kongruenz wichtig ist, erlaubt jedoch eine mikroskopische
Rauhigkeit oder Porosität
der Kragenunterseite (9A, 11A), möglicherweise
in Kombination mit bioaktiver oder chemischer Beschichtung (z. B. Calciumphosphat-Verbindung),
ein Einwachsen des Knochens von dem Sitz, was die Bindung der Kragenoberfläche an den
Sitz erleichtert. Da die Kragenunterseite (9A, 11A)
100% Kortexkontakt erreicht und im Wesentlichen 100% der Kortexbelastung überträgt, wird
die chemische Beschichtung nur auf der Unterseite des Kragens 7 und
an keiner Stelle auf dem Schaft 13 verwendet. Nach der
Planierung werden der Kalkar-Planierer 81 und die Kalkar-Planiererführung 75 entfernt.
-
Die
Prothese 1 (ohne die Kugel 3) wird dann durch
eintreiben des Schaftes 13 in die erste Bohrung B1 implantiert,
wie in 4S gezeigt ist. Die Keile 19 des
Schaftes schneiden in die Wandungen der ersten Bohrung B1, und der
Schaft ragt etwas aus dem schrägen
Loch hervor, so dass der Kortexknochen nicht später über das Schaftende wächst. Knochenwachstum über das
Ende des Schaftes 13 wäre
unerwünscht,
da es die Fähigkeit
der Prothese 1 behindern würde, Belastungen von der Hüfte auf das
obere Femur zu übertragen.
Der obere Schaftteil 15 passt eng in die erste Bohrung
B1. Die Unterseite 9A der Kragenplattform 9 ist
mit dem Teil des Sitzes deckungsgleich, der durch den Boden 89 des Kalkar-Planiererkopfes 83 gebildet
wurde, und die Unterseite 11A des Flansches 11 ist
mit dem Teil des Sitzes auf dem Rollhügel T deckungsgleich, der durch
die Seite 91 des Kalkar-Planierungskopfes gebildet wurde.
-
Wenn
die Prothese 1 implantiert ist, wird auf dem Hals eine
Kugel 3 von passender Größe befestigt.
-
Bei
einer zweiten weniger bevorzugten Ausführungsform ist die Arbeitsweise
etwas verändert. Unter
Bezugnahme auf die 4C und 4D wird nach
der Resektion des Femurhalses N eine Räumerführung 95 (in der Konstruktion ähnlich der Kalkar-Fräserführung 45)
an der Führungshülse 33 der
Winkelführung 29 befestigt,
die die Räumerführung wirksam über dem
Femurhals N zentriert, so dass zuerst die zweite Bohrung B2 gebildet
wird. Wie zuvor wird die zweite Bohrung B2 durch eine Aufeinanderfolge
von Räumern
(nicht gezeigt) gebildet, wobei jeder folgende Räumer einen größeren Durchmesser
als der vorhergehende Räumer
hat. Der letzte Räumer 97 hat
einen Durchmesser von 21 mm, so dass der Femurhals N bis auf einen
Durchmesser von 21 mm geräumt
wird. Die Räumerführung 95 wird dann
aus der Führungshülse 33 entfernt,
wobei die Winkelführung 29 angebracht
bleibt.
-
Eine
Kalkar-Fräserführung 99 mit
einem Zapfen 101 wird an der Winkelführung 29 angebracht,
und die erste Bohrung B1 wird durch Fräsen mit einer Reihe Kalkar-Fräsern einschließlich des letzten
Kalkar-Fräsers 103 gebildet
(4E und 4F). Die
Winkelführung 29 in 4F ist
entfernt, um die Kalkar-Fräserführung 99 deutlicher
zu zeigen. Die Kalkar-Fräserführung 99 wird
aus der Winkelführung 29 entfernt,
und eine Bohrstiftführung 105 wird auf
der Winkelführung
angebracht. Bezugnehmend auf 4G hat
der Oberteil der Bohrstiftführung 105 eine
Doppelzylinderkonstruktion ähnlich
dem Oberteil 15 des Protheseschaftes 13, damit
sie in die erste und zweite Bohrung B1 und B2 passt. Die Winkelführung 29 ist
in 4G ebenfalls nicht gezeigt. Der gleiche Trocarstift 57 und
Bohrstift 59 wie bei der bevorzugteren Ausführungsform
wird bei der Bohrstiftführung 105 der
weniger bevorzugten Ausführungsform
benutzt, um das distale Loch in dem posterolateralen Kortex des
Femurs F zu beginnen. Die Planierungsstufe und Instrumentierung
sind im Wesentlichen die gleichen wie sie für die Methode der ersten bevorzugteren
Ausführungsform
beschrieben wurden.
-
Bei
einer dritten bevorzugtesten Ausführungsform, die in den 18A–18P gezeigt ist, sind die Arbeitsweise und einige
der Werkzeuge verändert.
Die Anfangsstufe (18A) der Bestimmung des Winkels
des medialen Trabekelstroms TS wird genauso durchgeführt, wie
sie oben mit Bezugnahme auf 4A beschrieben
wurde. Wenn der Winkel des medialen Trabekelstroms mit Bezug auf
die zentrale Längsachse
AX-3 des Knochens bestimmt ist, wird der Winkel der Führungshülse 33 der
Winkelführung 29 wie
oben beschrieben eingestellt. Bei der bevorzugtesten Ausführungsform
wird dieser Winkel unter Benutzung eines allgemein mit 101 bezeichneten
Winkelmessgeräts
geprüft.
Das Winkelmessgerät hat
einen Anschlag 103, gegen den der Stützarm 31 der Winkelführung 29 gelegt
wird. Der schwenkbare Arm 105 kann durch Lösen der
Stellschraube 107 auf den Winkel gestellt werden, der dem
Winkel des medialen Trabekelstroms TS entspricht. Der Arm 105 wird
durch die Schraube 107 fixiert, und die Führungshülse 33 sollte
in flächiger
Anlage an dem Arm sein. Falls nicht, wird die Hülsenführung 33 geschwenkt,
bis sie mit dem Winkel des Arms 105 des Winkelmessgeräts 101 zusammentrifft.
Die größere Skala
des Winkelmessgeräts 101 erlaubt
eine genauere Einstellung der Winkelführung 29.
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Wie
in 18C gezeigt, wird die Winkelführung 29 an dem chirurgisch
freigelegten Femur angebracht, und die Sägeführung 41 wird in der
Winkelführung
befestigt. Die Arbeitsweise für
die Resektion des Femurkopfes ist die gleiche wie sie oben mit Bezugnahme
auf 4B beschrieben wurde. Die Sägeführung 41 wird aus
dem Winkelstützarm
entfernt und durch einen visuellen Sichtstab 109 ersetzt,
der von der Führungshülse 33 im
Allgemeinen aufwärts und über den
resezierten Hals N des Femurs hinausragt. Wie in den 18D und 18E gezeigt,
wird der Räumer 111 dann
durch den Chirurgen entlang dem durch den visuellen Sichtstab 109 angegebenen Winkel
in das Femur gelenkt, um in dem Femur ein Anfangsloch HO zu bilden.
Das so gebildete Loch HO hat eine zu dem medialen Trabekelstrom
TS parallele Längsachse
und die passende Vorwärtsneigung,
die beide durch den Stab 109 angezeigt werden. Die Räumung kann
unter Benutzung eines Räumers 111 und
einer Anzahl aufeinanderfolgender Räumer von zunehmend größerem Durchmesser
unter Bildung des Loches von vollständigem Durchmesser durchgeführt werden.
Ein erfahrener Chirurg kann alternativ den vollen Durchmesser des
Loches HO nur mit dem Räumer 111 bilden.
In diesem Fall bewegt der Chirurg den Räumer 111 in zunehmend
größeren Kreisen,
bis der volle Durchmesser erreicht ist. Der Enddurchmesser des Loches
HO wird durch die Größe und Form
des Femurs des individuellen Patienten bestimmt.
-
Die
Kalibrierung des Loches für
die am besten sitzende Prothese erfolgt unter Benutzung proximaler
Femur-Größenbestimmungsgeräte 113,
wie etwa des in 18F gezeigten Größenbestimmungsgeräts. Das
Größenbestimmungsgerät 113 ist in
der Form im Wesentlichen identisch mit dem Oberteil 15'' des Schaftes 13'' der zu implantierenden Prothese 1'' . Die Größenbestimmungsgeräte erstrecken sich über einen
Größenbereich.
Z. B. kann das größere Zylinderteil 113A des
Größenbestimmungsgeräts den Bereich
von 18–26
mm in Inkrementen von 1 mm überdecken.
Die Größenbestimmungsgeräte 113 werden
in die Bohrung HO parallel zu dem visuellen Sichtstab 109 (in 18F nicht gezeigt) eingesetzt. Zunehmend größere Größenbestimmungsgeräte werden
in das proximale Femur eingepasst, um die Dimensionen der größten Prothese
zu bestimmen, die in das Femur passt. Der Chirurg kennt nun die
Größe der zu
implantierenden Prothese 1'' und die genaue
Dimension der Bohrungen B1, B2, die zur Aufnahme der Prothese benötigt wird.
Die Prothese 1'' wird eine Größe größer ausgewählt als
das größte Größenbestimmungsgerät 113,
das in die Bohrung HO passen kann. Wenn beispielsweise das größte Größenbestimmungsgerät, das passen
würde,
einen Teil von kleinerem Durchmesser von 14,5 mm hätte, würde eine
Prothese mit einem kleineren Durchmesser des oberen Schaftteils
von 15 mm benutzt werden.
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Der
Räumer 115 mit
einem Durchmesser entsprechend dem Enddurchmesser (z. B. 15 mm) der
ersten Bohrung B1 wird ausgewählt
und zur Bildung der ersten Bohrung benutzt. Wie in 18G gezeigt, wird der Räumer unter Benutzung des visuellen
Sichtstabes 109 freihändig
geführt.
Die erste Bohrung B1 wird auch so gebildet, dass wenigstens ein
Teil der Bohrung durch das Endosteum des medialen Femurkortex begrenzt
wird. Somit wird die eingesetzte Prothese 1'' dem
harten Kortexknochen an dieser Stelle in der Bohrung B1 anliegen.
Um ein Loch in den posterolateralen Femurkortex zu bohren, das genau
parallel zu dem medialen Trabekelstrom TS ist und die passende Vorwärtsneigung
hat, wird eine Reihe einteiliger, kanülierter Ausleger-Stiftführungen 117 (nur
eine ist gezeigt) unterschiedlicher Größen vorgesehen. Die Stiftführung 117 mit
einem Durchmesser entsprechend dem der neu gebildeten Bohrung B1 wird
ausgewählt
und in die Bohrung eingesetzt. Der Auslegerteil der Stiftführung 117 wird
zur genauesten Ausrichtung der Stiftführung gleichzeitig mit seinem
Einsatz in die Bohrung B1 in der Führungshülse 33 der Winkelführung 29 aufgenommen. Die
konische Spitze der Führung
wird in die erste Bohrung B1 vorgeschoben, bis sie das Endosteum des
lateralen Femurkortex berührt.
-
Ein
Bohrführungsstift 119 wird
in die Stiftführung 117 eingesetzt.
Die Ausrichtung des Führungsstiftes 119 in
dem Femur wird dadurch geprüft,
dass man sicherstellt, dass die Winkelführung 29 noch unter
einem passenden Winkel parallel zu dem medialen Trabekelstrom TS
ist und die passende Vorwärtsneigung
aufweist. Außerdem
wird die Stiftführung 117 überprüft, um sicherzustellen,
dass sie mit der endostealen Fläche
des medialen Halskortex in Berührung
ist. Ein Bohrer (nicht gezeigt) wird an dem Führungsstift 119 angebracht
und durch den lateralen Femurkortex gebohrt. Wie in 18I gezeigt ist, werden die Stiftführung 117 und
der Winkelstützarm 29 von
dem Femur entfernt, wobei nur der Führungsstift 119 verbleibt.
Die nächste
Stufe besteht darin, den transkortikalen Tunnel durch den posterolateralen
Femurkortex zu bohren. Es wird ein kanülierter Bohrer 121 gewählt, der
dem Durchmesser des Unterteils 17'' der
Prothese 1'' entspricht.
Wenn beispielsweise der Durchmesser des Unterteils 17'' 9,5 mm sein soll, wird ein kanülierter
Bohrer von 9 mm ausgewählt.
Wie in 18J dargestellt ist, ist der
kanülierte
Bohrer 121 von einem Führungsring 123 begleitet,
deren Größe nach
dem Durchmesser der Bohrung B1 bestimmt wird. Wie in 18K gezeigt ist, trägt der Führungsring 123 (zusammen
mit dem Führungsstift 119)
dazu bei, den Bohrer auf die Längsachse
der Bohrung B1 auszurichten. Der kanülierte Bohrer 121 gleitet
bei auf dem Bohrer aufgenommenem Führungsring 123 über den
Führungsstift 119,
und der transkortikale Tunnel wird in dem posterolateralen Femurkortex
gebildet. Bei der Bohrung ist Sorge zu tragen, dass sichergestellt
wird, dass der Ring 123 an dem medialen endostealen Kortex
verbleibt.
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Die
zweite Bohrung B2 wird wie in 18L gezeigt
gebildet, was die gleiche Vorgehensweise ist, wie sie oben mit Bezug
auf 4Q beschrieben wurde. In 18L ist
jedoch eine Versatz-Räumungsführung 63' gezeigt, die
Keile 71A' hat
zur genaueren Ausrichtung der Räumungsführung in
dem Femur.
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Wie
in 18M gezeigt, ist die in die Bohrungen B1, B2 eingesetzte
Kalkar-Planierungsführung 75' in der Form
im Grunde genommen identisch mit der Prothese 1'' . Die Planierungsführung 75' hat an ihrem
Schaftunterteil 77B' Keile 77C' wie jene der Prothese.
Der Kalkar-Planierer 81' ist
auf dem Zapfen 79' der
Planierungsführung 75' aufgenommen, und
auf dem Femurhals N ist ein flacher Sitz ausgebildet. Zwischen dem
Zapfen 79' und
dem Planierer 81' ist
vorzugsweise eine sehr enge Toleranz, um Kippen zu vermeiden, wenn
der Planierer zur Bildung des Sitzes rotiert.
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Unter
Bezugnahme auf 18N ist die Prothese 1'' in das Femur unter Benutzung einer
Führungsspitze 125 eingesetzt,
die an dem Ende der Prothese angebracht ist. Insbesondere hat die
Führungsspitze 125 einen
Schaft (nicht gezeigt), der in einer Bohrung (nicht gezeigt) an
dem distalen Ende der Prothese 1'' aufgenommen
ist. Die Spitze 125 wird durch Reibungssitz in der Bohrung
gehalten. Die Patronennasenform der Spitze 125 trägt dazu
bei, die Prothese am Hängenbleiben
auf dem Knochen zu hindern, bevor sie durch den posterolateralen
Femurkortex passiert. Wenn sie implantiert ist, kann die Spitze 125 von
der Prothese 1'' abgezogen werden, wie
in 18P gezeigt ist. Die Prothese 1'' wird geprüft, um sicherzustellen, dass
der Kragen 7'' vollständig auf
dem Sitze des Femurhalses D sitzt, und sie wird auf eine passende
Stärke
des Schaftvorsprungs aus dem Femur geprüft.
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Die 19A–19D illustrieren eine zusätzliche Stufe, die durchgeführt werden
kann, um absolut sicherzustellen, dass der Kragen 7''' einer Prothese 1''' noch
einer anderen Ausführungsform vollständig auf
dem Femurhals M sitzt. Die Prothese 1''' unterscheidet
sich von der Prothese 1'' nur dadurch,
dass die Unterseite 11A''' ihres Flansches 11''' aus
zwei sich schneidenden Ebenen zusammengesetzt ist. Die Unterseite 11A'' des Prothesenflansches 11'' hat die Form eines Kegelabschnitts.
Eine allgemein mit 127 bezeichnete Sägeschablone hat ein Kappe 128,
die auf dem Hals 5''' der Prothese 1''' sitzen
kann. Die Kappe 128 hat genau angeordnete Schlitze 129 gerade
eben unter dem Kragen 7''' und zu der medialen Seite des
Flansches 11'''.
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Eine
Säge (z.
B. eine hin und her gehende Säge
SW) kann dann dazu dienen, zusätzliche
Teile des Femurhalses N unter dem Kragen 7''' wegzuschneiden.
Die Sägeschablone 127 führt die
Säge SW
und eine hin und her gehende Säge
(nicht gezeigt) zur Herstellung von Schnitten, die mit der Form der
Unterseite (9A''', 11A''') des Kragens 7''' eng
deckungsgleich sind. Die Planiererform der Unterseite 11A''' erlaubt
es, nahe an dem Flansch lineare Schnitte auszuführen (z. B. etwa durch das
Blatt B' der hin
und her gehenden Säge
in 19D), während
ein hoher Grad an Deckungsgleichheit zwischen der Schnittfläche und
der Flanschunterseite erreicht wird. Nach Entfernung dieser Teile
wird die Unterseite des Kragens 7'' von
verbleibenden Bruchstücken
freigespült,
und die Fläche
wird auf vollständige
Entfernung geprüft.
Die Prothese 1''' wird dann nach Entfernung der
Teile (z. B. 1 oder 2 mm) nach unten getrieben zum Zwecke eines
kongruenteren Sitzes an dem Hals N.
-
Die
Schlitze 129 sind in einem Rand 131 der Sägeschablone 127 angeordnet.
Unter Bezugnahme auf 19D hat der Rand 131 eine
Umfangskante 133, die so geformt ist, dass der Abstand
des Randes von dem Oberteil 15''' des Schaftes 13''' der
Prothese 1''' überall konstant ist. Der Umfangskante 133 liegen
Anschlagsbolzen SB auf den Blättern
B der Säge SW
an, um die Einwärtsbewegung
des Sägeblattes zu
begrenzen. So gewährleistet
die Form des Randes 131, dass die Blätter B der Säge SW nicht
den Oberteil 15''' des Schaftes 13''' berühren.
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Es
ist vorstellbar, dass die Sägeschablone 127 anstelle
der Planierungsführung
(75, 75')
und des Kalkar-Planierers
(81, 81')
benutzt werden könnte.
Die anderen Stufen zur Implantierung der Prothese 1''' wären die
gleichen, wie sie oben für
die weniger bevorzugte, mehr bevorzugte und am meisten bevorzugte
Methode beschrieben sind. Es gibt jedoch keine Planierung des Halses
N, nachdem der Femurkopf H zur Bildung eines Sitzes für den Kragen 7''' reseziert
ist. Die Prothese 1''' wird in das Femur F getrieben,
bis die Unterseite (9A''', 11A''') des Kragens 7''' dem
Hals anliegt. Die Sägeschablone 127 wird
an die Prothese 1''' angebracht, und der Knochen wird
unter dem Kragen 7''' zur Bildung des Sitzes für den Kragen
zugeschnitten. Die Sägeschablone 127 kann
mit Vorteil auch zur Entfernung einer früher implantierten Prothese 1''' dienen.
Das Einwachsen des Knochens in die Prothese 1''' ist
(wie oben beschrieben) nur auf der Unterseite (9A''', 11A''')
des Kragens 7''' begünstigt. Unter Benutzung der
Sägeschablone 127 zur
Trennung der Unterseite (9A''', 11A''') des Kragens 7''' von
dem Femur F würden
minimale Knochenmengen entfernt werden.
-
(d) Studie hinsichtlich
der vorliegenden Erfindung
-
Hei
der Gelenkneubildung der totalen Hüfte (THA) verringern intramedulläre Femurschaftbestandteile
in dem proximalen Femur die Beanspruchungsstärken, die zu einem periprothetischen
Knochenverlust führen.
Diese Studie wertet das Beanspruchungsmuster der Femurschaftausbildung
der vorliegenden Erfindung im Vergleich zu einem normalen Femur
und zu herkömmlichen
Femur-Kopf-Halsprothesen aus.
-
Versuche,
Knochenverlust durch Belastungsmangel bei der THA durch verringerte
Steifheit intramedullärer
Schäfte
zu eliminieren, waren erfolglos (1). Eine Humanstudie einer instrumentierten
Femurprothese fand, dass die Belastungstrajekorie der Hüfte in einen
relativ engen Winkelbereich fällt
(2). Ein anderer Versuch, die proximale Femurbelastung zu verbessern
besteht darin, den Femurschaft parallel zu dem mittleren resultierenden
Belastungsvektor der individuellen Hüfte auszurichten. Theoretisch sollte
eine ungehinderte Belastung des Femurhalses durch eine stabile Grenzfläche Beanspruchungsstärken erzeugen,
die dem intakten Femur äquivalent sind.
Um eine uneingeschränkte
Kragen-Hals-Belastung zu ermöglichen,
ist es für
den Implantatschaft nötig,
in Übereinstimmung
mit dem resultierenden Vektor durch den Knochen hindurchzugehen.
Der Zweck dieser Studie war, die Beanspruchungsverteilung einer
transossalen THA-Prothese zu bestimmen.
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Zwölf synthetische
Femurs wurden mit zwölf triaxialen
Rosetten-Beanspruchungsmessgeräten
(z. B. die in 1 gezeigten Beanspruchungsmessgeräte 109)
verbunden, jeweils 5 entlang der posteromedialen und der anterolateralen
Seite und je eins proximal-anterior und proximal-posterior. Die
Femurs wurden in einer einzelnen Gliedeinstellungsvorrichtung montiert.
Spinale Belastungen von 1068 und 2135 Newton wurden mit einer simulierten
Abduktorkraft von 712 und 1423 Newton angewandt und dabei eine 21° gegen die
Femurschaftachse Resultierende geschaffen. Die Beanspruchungsdaten
wurden mit einem computerisierten Mehrkanalsystem gewonnen, das
die Ablesungen in Mikrodehnung umsetzte.
-
Transossale
Femurschäfte
aus Kobalt-Chrom als Prototyp, die nach den Grundlagen der vorliegenden
Erfindung gebaut waren, wurden eingesetzt und unter den gleichen
Bedingungen wie die intakten Femurs belastet. Der Kragen war 10° konisch
und senkrecht zu dem Schaft. Der proximale Schaft bestand aus zwei
zylindrischen Elementen 23, 25 von 15 bzw.
21 mm Durchmesser und erreichte tangentialen Kontakt mit dem endostealen
Kortex. Der distale Schaft, der geriffelt war und 12 mm Durchmesser
hatte, befand sich mit Presssitz in einem Loch in dem posterolateralen
Kortex von 11,5 mm. Zwei distale Schaftvariationen wurden in jedem
Femur getestet: Geschlitzt (n = 11) und massiv (n = 12). Es wurden
Röntgenbilder
von jedem Femur aufgenommen. Der Implantierungswinkel variierte
von 146° bis
158° in
Relation zu dem lateralen Schaftkortex.
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Acht
nichtzementierte und zementierte intramedulläre Kobalt-Chrom-Schäfte (Replica, 16,5-LG
und Response, 13,5, hergestellt von DePuy, Inc., Warsaw, Indiana)
wurden eingesetzt und geprüft.
-
Bei
allen Daten wurde eine Varianzanalyse durchgeführt.
-
Bei
beiden Belastungszuständen
wurden vergleichbare Beanspruchungsmuster festgestellt. Die folgenden
Ergebnisse sind die des höheren
Belastungszustands. Eine graphische Darstellung der Ergebnisse erscheint
als 18.
-
Die
nichtzementierten und zementierten intramedullären Schäfte ergaben proximale posteromediale
Kompressions beanspruchungswerte von 42,7 ± 4,6% (Mittel ± SEM,
p = 0,007) und 32,3 ± 2,6%
(p = 0,0001), verglichen mit dem intakten Zustand.
-
Der
geschlitzte und massive transossale Schaft produzierte proximale
posteromediale Kompressionsbe anspruchungswerte von 119,0 ± 7,4%
(p = 0,36) und 101,1 ± 16,6%
(p = 0,66). Kompressions-, Dehnungs- und Scherbeanspruchungswerte waren
im Allgemeinen von intakten Werten nicht signifikant verschieden.
Ausnahmen waren erhöhte Zugbeanspruchung
an der proximalsten posteromedialen Messstelle bei dem geschlitzten
Schaft, 128,9 ± 2,7% (p
= 0,029). Signifikant erhöhte
Kompressionsspannung wurde bei dem geschlitzten und massiven Schaft
an der Messstelle festgestellt, die der Schaftaustrittsstelle am
nächsten
lag (146,1 ± 11,2%, p
= 0,0096 und 188,6 ± 11,9%,
p = 0,0006). Es wurde eine Neigung höherer proximaler Beanspruchungwerte
bei einem horizontaleren Implantierungswinkel festgestellt, jedoch
war dies nach linearer Regressionsanalyse nicht signifikant.
-
Die
bei den intramedulären
Femurschaftkomponenten bemerkten verminderten Beanspruchungswerte
waren mit den früher
berichteten in Übereinstimmung
(3). Obgleich erhebliche Anstrengungen in dem Versuch gemacht wurden,
die „unpassende
Modulzusammenstellung" der
intramedullären Schäfte zu trennen,
legen die Ergebnisse dieser Studie nahe, dass eine unpassende Trajektorienzusammenstellung
ein bedeutenderer Faktor bei der Reduktion der Beanspruchung sein
kann. Es wurde gefunden, dass die Kompressionstrabekeln der Hüfte 10 bis
40° horizontaler
waren als die Achse des Femurschaftes (4). Das daraus folgende Biegemoment an
den intramedullären
Schaftkomponenten behindert eine proximale Grenzflächenbelastung.
Die Belastungstrajektorie der Hüfte
ist horizontaler als die intramedulläre Schafteinsatztrajektorie
(Femurschaftachse), die ein Biegemoment erzeugt.
-
Eine
der Trajektorie angepasste Femurkomponente (Schaft mit Belastungsvektor
ausgerichtet) führt
zu einem kleineren Biegemoment und nimmt eine axialere Lastübertragung
auf. Die zylindrische Bearbeitung und der entsprechende Schaft dieser transossalen
Ausbildung versucht, einer Drehung und Kippbewegung bei proximaler
und distaler kortikaler Kontakt-/Makroblockierung zu widerstehen, nimmt
aber eine Kragen-Hals-Grenzflächenkompression
auf. Obgleich bei diesem Prototyp proximale Femurbeanspruchungswerte
wiederhergestellt wurden, würden hohe
Beanspruchungswerte in der Nähe
des distalen Schaftes Bedenken wegen möglicher starker Schmerzen entstehen
lassen.
-
In
einem synthetischen Femurbeanspruchungsmodell zeigten transossale
THA-Femurkomponenten höhere
proximale Femurbeanspruchungswerte als intramedulläre Schäfte.
-
Literaturstellen
-
- (1) Bobyn, J. D. et al.: CORR 261: 196, 1990
- (2) Davy, D. T. et al.: JBJS 70A: 45, 1988
- (3) Oh, I und Harris, W. H.: JBJS 60A: 75, 1978
- (4) Clark, J. M. et al.: J Arthr 2: 99, 1987
-
Im
Hinblick auf das Obige ist ersichtlich, dass die verschiedenen Aufgaben
der Erfindung erreicht und andere vorteilhafte Ergebnisse erzielt
werden.
-
Da
verschiedene Änderungen
an den obigen Konstruktionen durchgeführt werden könnten, ohne den
Erfindungsumfang zu verlassen, soll die gesamte in der obigen Beschreibung
enthaltene oder in der beiliegenden Zeichnung dargestellte Materie
als Veranschaulichung und nicht in einem einschränkenden Sinne interpretiert
werden.