ES2251561T3 - Protesis de rodilla. - Google Patents
Protesis de rodilla.Info
- Publication number
- ES2251561T3 ES2251561T3 ES02079733T ES02079733T ES2251561T3 ES 2251561 T3 ES2251561 T3 ES 2251561T3 ES 02079733 T ES02079733 T ES 02079733T ES 02079733 T ES02079733 T ES 02079733T ES 2251561 T3 ES2251561 T3 ES 2251561T3
- Authority
- ES
- Spain
- Prior art keywords
- tibial
- support
- component
- femoral
- flexion
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/38—Joints for elbows or knees
- A61F2/3886—Joints for elbows or knees for stabilising knees against anterior or lateral dislocations
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/38—Joints for elbows or knees
- A61F2/3859—Femoral components
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/38—Joints for elbows or knees
- A61F2/3868—Joints for elbows or knees with sliding tibial bearing
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/38—Joints for elbows or knees
- A61F2/389—Tibial components
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/3094—Designing or manufacturing processes
- A61F2/30942—Designing or manufacturing processes for designing or making customized prostheses, e.g. using templates, CT or NMR scans, finite-element analysis or CAD-CAM techniques
- A61F2002/30943—Designing or manufacturing processes for designing or making customized prostheses, e.g. using templates, CT or NMR scans, finite-element analysis or CAD-CAM techniques using mathematical models
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
- A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
- A61F2310/00011—Metals or alloys
Abstract
Una prótesis condiloidea para artroplastia total de rodilla, que comprende: (a) un componente femoral (1) que tiene superficies condiloideas lateral y medial (2, 3; 30, 31), (b) un componente tibial que tiene una plataforma tibial (8), y (c) un componente de apoyo (21, 37) soportado sobre dicha plataforma (8) y, en uso, móvil en la dirección A-P, siendo el componente de apoyo un miembro de plástico en una pieza que tiene áreas lateral y medial (32, 33) cóncavas dispuestas para soportar los cóndilos lateral y medial respectivos, caracterizada porque el componente femoral (1) tiene una superficie de guía (22) intercondiloidea adaptada para aplicarse a una superficie de guía (20) formada en el componente de apoyo entre las áreas (32, 33) cóncavas, por lo que, al experimentar flexión, el componente femoral (1) es guiado por la interacción de las superficies de guía (20, 22) para desplazarse posteriormente una distancia deseada con respecto a la plataforma tibial.
Description
Prótesis de rodilla.
Esta invención se refiere a una prótesis para
artroplastia total de rodilla (TKR). La artroplastia total de
rodilla implica la extracción quirúrgica de todas las superficies
naturales de apoyo de la rodilla y su artroplastia con componentes
artificiales femorales y tibiales.
La invención concierne a un tipo de TKR que
incluye superficies condiloideas femorales que, en cierta medida,
imitan la forma de los cóndilos naturales y de un componente
interpuesto de apoyo soportado sobre una plataforma tibial. Las TKR
condiloideas comprenden generalmente: (a) un componente femoral que
tiene un par de superficies condiloideas, (b) un componente tibial
que tiene una plataforma tibial fijada a la tibia reseccionada y (c)
un componente de apoyo usualmente de material plástico de bajo
rozamiento interpuesto entre las superficies condiloideas y la
plataforma tibial. El componente de apoyo tiene generalmente
superficies cóncavas para recibir las superficies condiloideas del
componente femoral. El componente de apoyo es deslizable en la
dirección anterior/posterior.
La estabilidad de la articulación de rodilla
artificial se proporciona gracias a la concavidad de las superficies
de apoyo y gracias a los ligamentos. En todos los casos, se
requieren los ligamentos colaterales. En un diseño de apoyo fijo con
superficies de apoyo cóncavas, la estabilidad es suficiente,
particularmente cuando hay una fuerza compresiva que actúa a través
de la articulación. En esta situación, no son necesarios los
ligamentos cruzados. Para superficies de apoyo de poca profundidad,
que tienen la ventaja de permitir libertad adicional de movimiento,
se requiere el ligamento cruzado posterior. Lo anterior se aplica
también a un diseño de apoyo móvil que sólo permite rotación. Sin
embargo, cuando se permite traslación
anterior-posterior, se requiere el ligamento cruzado
posterior, no importando cómo sean de cóncavas las superficies de
apoyo.
En la rodilla natural en extensión, el área de
contacto está en la posición central sobre la superficie de apoyo
tibial o incluso anterior al centro. A medida que la rodilla se
flexiona, el área de contacto se mueve posteriormente con
progresión. Esto es importante porque proporciona un brazo creciente
de palanca para el músculo cuádriceps en actividades tales como la
subida y bajada de escaleras desde una silla baja, cuando existen
grandes momentos flectores que actúan sobre la rodilla. Además, se
considera que es altamente deseable que el fémur sea desplazado
posteriormente con respecto a la tibia con los mayores ángulos de
flexión, ya que esto evitará generalmente la incidencia posterior
del hueso y las partes blandas, permitiendo un amplio intervalo de
flexión.
Aunque se han hecho propuestas en el diseño de
rodilla total para proporcionar desplazamiento posterior del punto
de contacto con flexión, no se han explorado en propuestas
anteriores el problema correspondiente de hacer de manera deliberada
que el punto de contacto sea desplazado anteriormente en extensión y
el mantenimiento de la estabilidad durante estos movimientos. La
ventaja del desplazamiento anterior hacia su extensión es un aumento
en el brazo de palanca de los bíceps femorales y los músculos
gemelos, ayudando así a impedir la hiperextensión. Por lo tanto, la
presente invención está dirigida a una solución de estos
problemas.
Al lector se le hace referencia a los documentos
WO-A-96/24311 y
WO-A-96/03097.
Por lo tanto, un objeto de la presente invención
es proporcionar una TKR, en la que el componente femoral proporcione
retorno programado posteriormente con flexión y un desplazamiento
compensador correspondiente anteriormente con extensión, al tiempo
que se mantiene la estabilidad de la articulación durante tales
movimientos.
De acuerdo con la invención, se ha previsto una
prótesis condiloidea para artroplastia total de rodilla como se
define en la reivindicación 1.
En general, el desplazamiento del componente
femoral con respecto al componente tibial se puede efectuar por el
movimiento del cuerpo "rígido" o por el movimiento del punto
"de contacto" o por una combinación de ambos. En el movimiento
del cuerpo rígido, el componente femoral se mueve en bloque con
respecto a una plataforma tibial que está fijada a la tibia. Tal
movimiento se efectúa porque el componente de apoyo tibial es móvil
sobre la plataforma tibial. Por otro lado, el punto de contacto (o
punto central de un área de contacto) entre las superficies de apoyo
femorales/tibiales, como se ve en un plano sagital, se mueve durante
la flexión. Estos movimientos relativos se describirán con más
detalle posteriormente en esta memoria descriptiva en relación con
diversas figuras de los dibujos. En la mayoría de los ejemplos de la
invención, existe una mezcla de movimientos del cuerpo rígido y del
punto de contacto.
Preferiblemente, se tiene una prótesis en la que
el componente de apoyo está conformado para proporcionar superficies
verticales que se extienden en la dirección A-P y
hacia dentro de las áreas lateral y medial cóncavas, aplicándose
dichas superficies verticales con superficies correspondientes sobre
el componente femoral, por lo que la prótesis está estabilizada en
una condición lateral-medial.
Según la invención, la superficie de guía tibial
es una parte integral del componente de apoyo. Esto se ilustra en la
figura 17. Si se permite que el componente de apoyo rote alrededor
de un eje vertical en la plataforma tibial, sólo se requiere laxitud
femoral-tibial para acomodar la traslación
A-P.
Las figuras 1-16 no representan
la invención.
En los dibujos que se acompañan:
la figura 1A es una vista en despiece ordenado y
en perspectiva de una TKR útil para explicar la invención;
la figura 1B es una vista sagital de la TKR
mostrada en la figura 1;
las figuras 2, 3 y 4 ilustran el método para
determinar laxitudes de la realización mostrada en la figura 1B;
la figura 5 muestra gráficamente la laxitud
anterior/posterior acumulada en varios ángulos de desviación de
leva;
la figura 6 muestra gráficamente la laxitud
anterior/posterior acumulada en una variedad de radios de leva;
la figura 7 muestra gráficamente la laxitud
anterior/posterior acumulada para diferentes ángulos de desviación
de leva con diferentes grados de flexión;
la figura 8 ilustra la modificación de las
superficies de guía para reducir laxitud;
la figura 9 muestra los radios en diferentes
porciones de los componentes de apoyo femoral y tibial, cuyo
movimiento e interacción se ilustran en las figuras 10 a 16;
la figura 10 muestra el cambio en el punto o las
áreas de contacto en diferentes flexiones;
la figura 11 ilustra un método para generar la
superficie de guía tibial (TGS) para una superficie de guía femoral
(FGS) dada;
la figura 12 ilustra el control de la flexión
para una realización en la que el ángulo de desviación de leva es
210° y la excentricidad es 5 mm;
la figura 13 ilustra el comportamiento de una
prótesis, en la que la dirección de excentricidad está por encima de
la horizontal (un ángulo de desviación de leva menor que 180°);
la figura 14 ilustra la situación en la que se
reduce el radio de la FGS y la excentricidad se aumenta;
la figura 15 ilustra el comportamiento de una
prótesis que tiene un ángulo de desviación de leva de 270°;
la figura 16 muestra el efecto de reducir el
radio de la FGS y aumentar la excentricidad y
la figura 17 es una vista en despiece ordenado y
en perspectiva de una realización de la invención, en la que la TGS
está formada integralmente con el componente de apoyo de
plástico.
La figura 18 es una vista, similar a la figura
17, de aún otra realización adicional de una prótesis, en la que las
superficies de la FGS y la TGS se combinan con las superficies de
apoyo condiloideas, rotulianas y tibiales.
La geometría con flexión cero para una
configuración de apoyo móvil se muestra en la figura 1B. El contorno
sagital de un componente femoral incluye un radio RF posterior con
centro O. El componente 1 femoral con las superficies de apoyo 2 y 3
está soportado sobre un componente de apoyo móvil que comprende dos
pares 4 y 5. El radio RF del apoyo móvil se extiende anteriormente
hasta el punto A y posteriormente hasta el punto B para un diseño de
apoyo móvil que ajusta completamente. Las alturas de A y B que
describen el arco de la superficie cóncava del apoyo móvil 4, 5 de
plástico se eligen para proporcionar el área de contacto y la
estabilidad requeridas, que está cuantificado por los ángulos SA y
SB. El apoyo móvil de plástico se muestra con un grosor MT mínimo y
a una distancia de AL desde la parte anterior hasta el punto más
bajo sobre el apoyo. El apoyo se sitúa sobre una placa de metal
uniforme de longitud TL. Con flexión cero, el apoyo se elige para
situarse próximo a la parte anterior de la placa y con una distancia
PC a la parte posterior de la misma.
El componente femoral tiene una entalla
intercondiloidea en la que está situada una superficie de guía 6
femoral (FGS) que se aplica con una superficie de guía 7 tibial
(TGS).
La FGS es convexa y la TGS es cóncava. Esta
última está fijada en una dirección anterior/posterior con respecto
a una placa 8 tibial metálica, de manera que, por su interacción con
la superficie de guía femoral (FGS), el componente femoral se puede
hacer para que se traslade con relación a la tibia. El punto de
partida para la forma de la FGS es un arco circular de radio RG y
centro P, que está desplazado respecto a O una distancia EC con un
ángulo TH respecto a la horizontal. Como se muestra en la vista
parcial en detalle de la figura 1B, se mide TH como se muestra
desde la horizontal, de manera que un ángulo mayor que 180°
representa un centro de curvatura P de la FGS, que se encuentra
debajo del plano horizontal que pasa por el punto central O y
posteriormente al mismo. Se hace referencia a esto, posteriormente
en esta memoria descriptiva, como el ángulo de desviación de leva. A
medida que el fémur se flexiona desde cero hasta el máximo, se
requiere que el centro O del componente femoral se desplace
posteriormente PT, moviéndose continuamente con flexión.
El problema inicial es sintetizar la superficie
de guiamiento tibial, que está representada como un arco cóncavo de
forma no especificada. Las alturas de la TGS en la parte anterior y
posterior están definidas por un requisito de estabilidad, cuando la
FGS está presionando contra la TGS en los puntos C o D. Si V es la
fuerza vertical a través de la rodilla y H es la fuerza de
cizalladura AP, se consigue justamente estabilidad cuando el ángulo
GO está dado por:
(1)tan \ (GO)
=
V/H
El requisito de que el desplazamiento posterior
sea positivo para todos los incrementos angulares, se expresa, con
cualquier ángulo de flexión FLEX, como:
(2)d(PT)/D(FLEX)>0
Para un intervalo total de flexión FM, a fin de
satisfacer la ecuación (2):
(3)(180-FM)
>TH
>0
Esto indica que la línea OP se encuentra en el
tercer cuadrante. Por consiguiente, la coordenada Y más grande del
punto D es con flexión cero, y del punto C es con flexión máxima FM.
Las coordenadas Y de C y D son:
(4)YC = RF -
[EC.sen(TH+FM) +
RG.sen(GA)]
(5)YC = RF -
[EC.sen(TH) +
RG.sen(GA)]
Por conveniencia, la altura de la parte anterior
y posterior de la TGS se toman para que sean el más grande de estos
valores, indicado por HT.
Se calculan puntos discretos alrededor de la FGS
con pequeños incrementos angulares, siendo TJ cualquier ángulo
particular alrededor del círculo, con el fémur a flexión cero:
(6)XP(TJ, O) =
RG.cos(TJ) -
EC.cos(TH)
(7)YP(TJ, O) = RF +
RG.sen(TJ) -
EC.sen(TH)
Los puntos a flexión cero se almacenan con un
valor Y por debajo de HT, la altura máxima de la TGS. El fémur se
flexiona entonces un pequeño ángulo DF. El desplazamiento posterior
de origen O femoral se supone que es lineal con la flexión. Para un
desplazamiento total PT por el intervalo de flexión FM, el
desplazamiento por el ángulo DF es:
(8)PT(DF) =
PT.DF/FM
Todos los puntos en la FGS se transforman
entonces según:
(9)XP(TJ,DF) =
XP(TJ,O).sen(DF) + YP(TJ,O).cos(DF) -
PT(DF)
(10)YP(TJ,DF) =
XP(TJ,O).cos(DF) - YP(TJ,O).sen(DF) +
RF
De nuevo, los puntos se almacenan con un valor Y
menor que HT. Este proceso se repite hasta el ángulo de flexión
máxima FM.
En esta etapa, se obtiene un grupo de puntos
almacenados. La TGS inicial está dada por el lugar geométrico
exterior de los puntos. Para determinar los puntos en este lugar
geométrico, se usa el siguiente algoritmo (figura 2). Se determina
el punto con el valor Y mínimo, (XL, YL). El siguiente punto en una
dirección X positiva (XM, YM) se encuentra gracias a una rutina de
búsqueda que satisfaga:
(11)XM >
XL, \ e \ (YM - YL)/(XM - XL) \ es \ un \
m\text{í}nimo
Se continúa este proceso hasta que no se pueden
encontrar puntos adicionales. El mismo proceso se usa para
determinar los puntos en X < XL. Idealmente, los puntos están
conectados con nervios, pero para este análisis se hizo una
aproximación con segmentos rectilíneos cortos que unían puntos
sucesivos, con un error mínimo.
Se encontró que con cualquier ángulo de flexión,
cuando la FGS está superpuesta a la TGS, hay un espacio anterior y
posterior tal que se podrían presentar desplazamientos y no habría
una posición exclusiva del fémur sobre la tibia. Se puede reducir
esta "laxitud" como sigue. Se puede visualizar que se podría
formar como una región anterior de la TGS a medida que la parte
posterior de la FGS barre sobre ella con altos ángulos de flexión.
Por lo tanto, es posible que esta región anterior se pudiera llenar
de una parte anterior expandida de la FGS, que se saldría de la TGS
en una flexión prematura. Para examinar esta posibilidad, el fémur
se flexiona desde cero hasta FM con los mismos incrementos
angulares que antes, y en cada ángulo, se identifica cada punto Q en
la FGS para YQ < HT (figura 3).
Se calcula la intersección de PO con un segmento
rectilíneo en la TGS, punto R. RMAX se define como el límite
superior para el radio de la FGS basándose, por ejemplo, en las
dimensiones requeridas para la acanaladura rotuliana. El punto V es
tal que PV = RMAX. Las coordenadas de Q se cambian según:
(12)si \ PR
< RMAX, \ XQ = XR, \ YQ =
YR
(13)si \ PR
< RMAX, \ y \ PQ < PV, \ XQ = XV, \ YQ =
YV
Llevando a cabo este procedimiento, se encontró
que la FGS se expandía en las regiones anterior y posterior,
reduciendo la laxitud. Las iteraciones adicionales o para FGS o para
TGS no dieron como resultado ningún cambio adicional.
La laxitud final se calculó en cada uno de los
incrementos angulares (figura 4). De nuevo, cada punto en la FGS se
examinó para que YQ < HT. Se calculó la intersección de una línea
horizontal por un segmento rectilíneo en la TGS, y se calculó la
longitud QR. QR sería la laxitud anterior del fémur, si el punto Q
fuera el primer punto en contactar la TGS. Se calcularon los valores
de QR para todos los puntos en la FGS a la derecha de L. El valor
mínimo es el valor relevante de la laxitud anterior.
Los valores de laxitud anterior y posterior se
usaron entonces como un criterio para determinar el mejor diseño de
la FGS y TGS. Si AL (TH) y PL (TH) son las laxitudes con cualquier
ángulo de flexión TH, se consideraron los criterios siguientes:
criterio
(1)Minimizar: F1 = \sum\limits^{FM}_{0} (AL (TH) + PL
(TH))
Esto minimiza la laxitud total AP en todo el
movimiento, pero proporciona igual peso a un pequeño número de
grandes desplazamientos o a un gran número de pequeños
desplazamientos.
criterio
(2)Minimizar: F2 = \sum\limits^{FM}_{0} (AL (TH))_{2}
+ PL
(TH)_{2})
Esto es similar al criterio 1, pero se aplicó
contra grandes laxitudes.
criterio
(3)Minimizar \ el \ valor \ máximo \ de \ F3 = (AL
(TH) + PL
(TH))
Esto se basó enteramente en la laxitud total
máxima en cualquier ángulo.
Las dimensiones y los parámetros funcionales para
una rodilla condiloidea típica se toman para que sean:
- Radio femoral RF = 22 mm
- Desplazamiento posterior PT = 6 mm
- Ángulo de estabilidad de los apoyos SA = 45°
- Ángulo de estabilidad de la TGS GA = 35°
- Ángulo de flexión máximo FM = 120°
- Usando la ecuación (3) para el ángulo de la FGS:
60^{o}\geq TH
\geq
0
\newpage
El problema de diseño se estableció entonces
como: determinar el diseño óptimo de la FGS y TGS, según el criterio
1, 2 o 3, para los parámetros anteriores de una artroplastia de
rodilla condiloidea, en los intervalos:
60° \geq TH \geq 0° (obtenido de la ecuación
3)
y 18 mm \geq RG \geq 10 mm (consideraciones
geométricas)
El valor EC de excentricidad FGC no se trató como
una variable, ya que se determinó por la elección del desplazamiento
posterior PT y el ángulo de partida de la FGS, TH.
(14)EC =
PT/(cosTH + cos (TH +
FM))
El intervalo de flexión se toma para que sea
0-120° (FM = 120°) a incrementos de 30°. Los puntos
en la FGS se toman a incrementos de 2°. Se encontró que estos
valores daban como resultado puntos suficientes en la TGS, con un
espaciamiento entre puntos menor que 1 mm, para justificar la
aproximación de los segmentos rectilíneos cortos para la TGS.
De los dos parámetros, el ángulo de desviación TH
de leva de la FGS y el radio RG de leva de la FGS, el primero fue el
más influyente. La figura 5 muestra los valores de laxitud
A-P para los tres criterios. Para el criterio 1, las
laxitudes acumuladas para las 5 posiciones de flexión (0, 30, 60,
90, 120) fueron las menores a sólo 4 mm para un TH de 210°. La
laxitud aumentó a 10 mm en los extremos de TH. El criterio 2
proporcionó el mismo punto mínimo a 210°, con diferencias exageradas
en los extremos debido a la función cuadrática. El criterio 3
proporcionó, de nuevo, TH = 210º como el mínimo, con una laxitud
máxima de sólo 1,3 mm frente a 5 mm en los extremos de TH.
Para un TH de 210º, la variación de los valores
de laxitud para los tres criterios, como una función del radio RG de
leva, se muestran en la figura 6. Hubo poca diferencia entre 13 mm y
18 mm, pero por debajo de 13 mm hubo un aumento en laxitud. La
figura 7 muestra con qué ángulos de flexión se presentaron las
laxitudes más grandes, para un intervalo de valores TH. Para un TH
menor que el óptimo de 210º, hubo laxitudes mayores con los ángulos
de flexión menores; con valores de TH mayores que 210º fue el caso
opuesto. Con un TH de 210º, se presentaron las laxitudes más grandes
igualmente en los extremos de flexión, 0º y 210º.
Así, se verá que para un buen control sobre el
retorno programado posterior, el centro de curvatura de la TGS se
debería encontrar posteriormente y hacia abajo desde el centro de
curvatura principal de las superficies condiloideas O. Típicamente,
el ángulo de desviación de leva puede estar, preferiblemente, entre
aproximadamente 190 y 230º.
Las superficies de guía femoral y tibial (FGS,
TGS) se muestran para una leva con radio 13 mm desplazado 210º en la
figura 8. Con relación a la forma circular original de la FGS, se ve
que se ha añadido material adicional en una flexión de 0º y en una
flexión de 120º, aumentando eficazmente los radios periféricos de la
leva. Las laxitudes pequeñas (1,3 mm) se pueden ver también a 0º y
120º con laxitudes insignificantes en la mitad del intervalo de
flexión.
En general, un desplazamiento posterior de 10 a
20 mm requiere una distancia OP (véase la figura 1B) de
aproximadamente la mitad, por ejemplo, de 5 a 10 mm.
El análisis precedente está basado en la
geometría más sencilla de un componente femoral, en el que los
cóndilos femorales son circulares cuando se observan de manera
sagital. En la práctica, es deseable normalmente proporcionar un
área de contacto máxima a bajos grados de flexión, por ejemplo, de
0\sim15°, que interactúa al pasear, la actividad más frecuente,
mientras que son permisibles unas áreas de contacto inferiores
durante la subida de pendientes o escaleras, actividades
relativamente infrecuentes. Al mismo tiempo, el desplazamiento
posterior del componente femoral será bajo a pequeños grados de
flexión; y aumentará hasta un máximo a flexión máxima, por ejemplo,
desde 100\sim130°. Puede ser deseable, también, el desplazamiento
anterior en hiperextensión de la prótesis. Tales variaciones en los
radios condíleos se ilustran en la figura 9. Además, el patrón
general de las áreas y los puntos de contacto y su movimiento en el
desplazamiento anterior y posterior se ilustran en la figura 10.
La geometría sagital de las superficies de apoyo
femorales y tibiales se puede especificar de numerosos modos.
Ciertas geometrías serán más adecuadas para configuraciones de apoyo
móvil, en particular, aquellas con alta conformidad
femoral-tibial, mientras que la conformidad reducida
es más adecuada para plataformas de apoyo o rotación fijas, en las
que se requiere una traslación anterior-posterior
del fémur sobre la tibia. Con el fin de este análisis, se
especifican estas últimas (figura 9). El radio distal se continúa
posteriormente 20 grados, de manera que se puede mantener la misma
conformidad femoral-tibial durante un ciclo de
paseo. En la mitad del intervalo de flexión, el radio menor hace
contacto, mientras que en la alta flexión, un radio incluso menor
entra en juego en un esfuerzo por maximizar el ángulo de flexión de
la rodilla.
Se muestra en la figura 10 una secuencia
requerida típica de los puntos de contacto
femoral-tibial, mientras se flexiona la rodilla de 0
a 120 grados. Mientras la rodilla se extiende desde los 15 grados,
hay un requisito para impedir la extensión adicional, proporcionada
por acción de los bíceps femorales o los músculos gemelos. Para
obtener rendimiento en esta acción, se requiere un punto de contacto
anterior a flexión de 0 grados. Mientras se flexiona la rodilla, un
punto de contacto, posterior justamente al centro de la superficie
de apoyo tibial, proporciona un brazo de palanca adecuado para el
cuádriceps. Más allá de 60 grados, un punto de contacto
crecientemente posterior aumenta además el brazo de palanca del
cuádriceps. Finalmente, más allá de 105 grados, una traslación
posterior más rápida del punto de contacto es una ventaja para
maximizar el intervalo de flexión. Generalmente, se representa la
secuencia de puntos de contacto, y las posiciones precisas pueden
variar, digamos, de 2-3 milímetros respecto a las
mostradas.
Dada una geometría sagital típica para las
superficies de apoyo femorales y tibiales y la secuencia de puntos
de contacto, se puede determinar geométricamente el movimiento del
cuerpo rígido del fémur. El método para sintetizar la TGS para una
FGS dada se ha descrito anteriormente en términos matemáticos. El
método se puede ilustrar también gráficamente (figura 11). El fémur
está situado sobre la superficie de apoyo tibial en la secuencia de
posiciones mostrada en la figura 10. La TGS tiene que acomodar las
múltiples posiciones de la FGS. La TGS está definida entonces por el
lugar geométrico del lado convexo de las múltiples posiciones de la
FGS. Las alturas anterior y posterior de la TGS se definen basándose
en la estabilidad requerida o en la altura de subluxación. Como se
ha descrito previamente, la FGS se puede modificar posteriormente
añadiendo material en la parte anterior y posterior, lo que reduce
la laxitud en los extremos del movimiento. La FGS y TGS resultantes
aún permiten algo de laxitud en los extremos, pero globalmente, hay
limitación de ambos desplazamientos anterior y posterior, más
especialmente en la mitad del intervalo de flexión.
Usando el método para generar las superficies de
guía femoral y tibial descrito anteriormente, se muestra la
configuración que produce la menor laxitud global,
independientemente de qué criterio se use (figura 12). La FGS es
convexa y la TGS cóncava. Con la rodilla en extensión, hay un
pequeño espacio que permite que el punto de contacto deslice
anteriormente. En la mitad del intervalo de flexión, existe un
control completo del desplazamiento
anterior-posterior hasta 105 grados. Con esta
configuración básica de la FGS y TGS, se presenta una útil
traslación posterior de los puntos de contacto con flexión. Sin
embargo, a flexión de 120 grados, las superficies de guía no
producen las traslaciones posteriores requeridas. Este ejemplo
ilustra el problema de obtener movimiento guiado por todo el
intervalo de flexión.
Para obtener un control más positivo con flexión
mayor, el ángulo de excentricidad de la FGS se puede fijar en 0
grados, es decir, dirigido posteriormente, o incluso en 30 grados
por encima de la horizontal (figura 13). Se puede conseguir un
desplazamiento posterior grande de manera adecuada del punto de
contacto, mientras que existe control en ambas direcciones anterior
y posterior. El desnivel posterior de la TGS es de menor profundidad
que el ideal, pero no se considera que el control del desplazamiento
posterior sea de tanta importancia, porque el contacto es probable
que se balancee y deslice hacia abajo de las inclinaciones de la TGS
y de la superficie de apoyo tibial posterior, a medida que la
rodilla comienza a extenderse desde la posición completamente
flexionada. La combinación de la FGS y TGS mostrada en la figura 13
es eficaz sólo después de una flexión de aproximadamente 75°. Con
ángulos de flexión inferiores, se pierde el control
anterior-posterior.
Se consigue una variación de lo anterior
reduciendo el radio y aumentando la excentricidad de la FGS (figura
14). Aquí, después de alrededor de una flexión de 90 grados, se
puede conseguir un alto desplazamiento posterior. Las formas se
asemejan a algunos diseños estabilizados posteriores. Con un radio
incluso menor, la FGS y TGS se asemejan incluso a otros diseños
estabilizados posteriores.
En el extremo opuesto del intervalo de flexión,
se pueden producir las superficies de la FGS y TGS que controlan el
movimiento en una flexión prematura, pero no en una flexión tardía
(figura 15). Esto se consigue cuando el ángulo de excentricidad es
de 90 grados por debajo de la horizontal. Se pierde el control
anterior-posterior después de alrededor de 45 grados
de flexión. Cuando se reduce el radio de la FGS y se aumenta la
excentricidad, se puede conseguir el control
anterior-posterior con baja flexión (figura 16). El
desplazamiento anterior es mayor, pero se pierde el control con un
ángulo de flexión inferior que la configuración de la figura 15.
Se muestran realizaciones típicas, de acuerdo con
la invención, en las figuras 17 y 18. En el caso de las figuras 1A y
1B, un componente 1 femoral comprende un par de superficies
condiloideas 2 y 3, diseñadas para tener conformidad apretada con
los componentes de apoyo 4 y 5 de plástico, que están dispuestos
para deslizar sobre una placa de base 8 tibial. Los cóndilos 2 y 3
femorales están puenteados por una superficie de guía 6 femoral, que
tiene una forma generalmente convexa cuando se observa de manera
sagital, como se muestra en la figura 1B. También, es deseable la
conformidad apretada de las superficies condiloideas con las áreas
cóncavas del componente de apoyo (el componente de plástico), cuando
se observan en corte transversal.
Una superficie de guía 7 tibial tiene unas
elevaciones anterior y posterior 9 y 10, proporcionando ambas la
orientación anterior y posterior y ayudando también a la estabilidad
al aplicarse dentro de rebajos tales como 11 en el componente
femoral. Además, las superficies laterales del componente de la
superficie de guía tibial se aplica con superficies laterales
correspondientes internamente a los cóndilos 2 y 3 para proporcionar
estabilidad lateral.
La figura 17 muestra una realización de la
invención, en la que la superficie de guía 20 tibial está formada
como una parte integral del componente de apoyo 21. De modo similar,
la superficie de guía 22 femoral aún puede estar formada como una
superficie intercondiloidea, pero puede estar mezclada en la forma
de los cóndilos 2 y 3. Esta última puede consistir en perfiles
sagital y femoral frontal conformados convencionalmente en contacto
con las superficies de apoyo tibiales diseñadas para ser barridas
por las superficies femorales a medida que se mueven por el
intervalo de flexión máxima. En esta realización, las superficies de
apoyo tibiales tienen que permitir el desplazamiento
anterior/posterior y la rotación interna/externa. Esto se podría
conseguir haciendo planas las superficies tibiales, proporcionando
por ello movimiento rotatorio sin restricción. Preferiblemente, sin
embargo, debería haber alguna restricción, y esto se puede conseguir
haciendo poco profunda la plataforma tibial en el centro, pero
curvada hacia arriba en la parte anterior y posterior, a fin de
limitar la rotación a, digamos, \pm 12°. Alternativamente, se
puede proporcionar un radio sagital en conformidad parcial con las
superficies de apoyo femorales para permitir la restricción
progresiva desde la posición neutral. En todos estos casos, la
superficie de guía tibial tienen que ser modificada para permitir la
rotación interna/externa. Esto se puede conseguir generando un lugar
geométrico de la superficie de guía femoral, como antes, pero
incluyendo rotación interna/externa en cada ángulo de flexión.
Otra posibilidad, como se ilustra en la figura
18, es proporcionar las superficies condiloideas 30, 31 para
constituir, también, las superficies de guía femorales. De modo
similar, las superficies de apoyo medial y lateral 32, 33 del
componente de apoyo tibial constituyen las superficies de guía
tibiales.
Para proporcionar suficiente estabilidad a fin de
impedir que el fémur subluxe hacia delante fuera de la superficie
tibial, la inclinación anterior de la superficie de guía tibial debe
ser suficiente para impedir esto, como se describe por el ángulo GC
en la figura 1B. Esto requiere que el radio femoral posterior
relativamente pequeño sea portado hacia delante anteriormente,
produciendo unas entallas lateral y medial 34, 35. Estas entallas se
extienden a cada lado de la superficie de apoyo 36 rotuliano que
está conformada como para una rodilla condiloidea estándar. En esta
realización, el componente de apoyo 37 se puede hacer girar sobre
una plataforma tibial uniforme para proporcionar la laxitud
rotatoria interna/externa.
Por supuesto, es posible proporcionar el método
para generar las superficies de guía a fin de producir sólo
desplazamiento posterior con flexión o, alternativamente, sólo
desplazamiento anterior con extensión, aunque, preferiblemente,
debería haber ambos desplazamientos anterior y posterior. La
elección apropiada se puede hacer dependiendo de la presencia o
ausencia de los ligamentos cruzados anterior y posterior.
Claims (4)
1. Una prótesis condiloidea para artroplastia
total de rodilla, que comprende:
(a) un componente femoral (1) que tiene
superficies condiloideas lateral y medial (2, 3; 30, 31),
(b) un componente tibial que tiene una plataforma
tibial (8), y
(c) un componente de apoyo (21, 37) soportado
sobre dicha plataforma (8) y, en uso, móvil en la dirección
A-P, siendo el componente de apoyo un miembro de
plástico en una pieza que tiene áreas lateral y medial (32, 33)
cóncavas dispuestas para soportar los cóndilos lateral y medial
respectivos,
caracterizada porque el componente femoral
(1) tiene una superficie de guía (22) intercondiloidea adaptada para
aplicarse a una superficie de guía (20) formada en el componente de
apoyo entre las áreas (32, 33) cóncavas, por lo que, al experimentar
flexión, el componente femoral (1) es guiado por la interacción de
las superficies de guía (20, 22) para desplazarse posteriormente una
distancia deseada con respecto a la plataforma tibial.
2. Una prótesis según la reivindicación 1, en la
que el componente de apoyo está conformado para proporcionar
superficies verticales que se extienden en la dirección
A-P y hacia dentro de las áreas lateral y medial
cóncavas, aplicándose dichas superficies verticales con superficies
correspondientes sobre el componente femoral, por lo que la prótesis
está estabilizada en una condición
lateral-medial.
3. Una prótesis según la reivindicación 1 o 2, en
la que el componente de apoyo está montado en la plataforma tibial
de manera que permita aproximadamente \pm 12 grados de rotación
interna/externa.
4. Una prótesis según una cualquiera de las
reivindicaciones precedentes, en la que las superficies condiloideas
femorales están entalladas anteriormente para permitir la
hiperextensión, mientras que conserva la conformidad con las
superficies de apoyo tibiales en un plano sagital.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
GBGB9707717.6A GB9707717D0 (en) | 1997-04-16 | 1997-04-16 | Knee prosthesis having guide surfaces for control of anterior-posterior translation |
GB9707717 | 1997-04-16 |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
ES2251561T3 true ES2251561T3 (es) | 2006-05-01 |
Family
ID=10810891
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
ES02079733T Expired - Lifetime ES2251561T3 (es) | 1997-04-16 | 1998-04-15 | Protesis de rodilla. |
Country Status (7)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6264697B1 (es) |
EP (2) | EP1285638B1 (es) |
AU (1) | AU7061198A (es) |
DE (1) | DE69825432T2 (es) |
ES (1) | ES2251561T3 (es) |
GB (3) | GB9707717D0 (es) |
WO (1) | WO1998046171A1 (es) |
Families Citing this family (68)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6695848B2 (en) | 1994-09-02 | 2004-02-24 | Hudson Surgical Design, Inc. | Methods for femoral and tibial resection |
US8603095B2 (en) | 1994-09-02 | 2013-12-10 | Puget Bio Ventures LLC | Apparatuses for femoral and tibial resection |
GB9707717D0 (en) * | 1997-04-16 | 1997-06-04 | Walker Peter S | Knee prosthesis having guide surfaces for control of anterior-posterior translation |
US6660039B1 (en) * | 1998-05-20 | 2003-12-09 | Smith & Nephew, Inc. | Mobile bearing knee prosthesis |
JP2002527193A (ja) * | 1998-10-16 | 2002-08-27 | ピーター、 スタンリー ウォーカー、 | ゼリービーン型の膝ジョイント改善 |
FR2796836B1 (fr) * | 1999-07-26 | 2002-03-22 | Michel Bercovy | Nouvelle prothese du genou |
DE50015731D1 (de) * | 1999-12-13 | 2009-10-08 | Zimmer Gmbh | Bausatz für eine Kniegelenkprothese |
FR2805455B1 (fr) * | 2000-02-24 | 2002-04-19 | Aesculap Sa | Composant femoral d'une prothese du genou a trois rayons de courbure |
JP3679315B2 (ja) * | 2000-07-19 | 2005-08-03 | 経憲 武井 | 人工膝関節 |
US6558426B1 (en) | 2000-11-28 | 2003-05-06 | Medidea, Llc | Multiple-cam, posterior-stabilized knee prosthesis |
US6503280B2 (en) | 2000-12-26 | 2003-01-07 | John A. Repicci | Prosthetic knee and method of inserting |
US8062377B2 (en) | 2001-03-05 | 2011-11-22 | Hudson Surgical Design, Inc. | Methods and apparatus for knee arthroplasty |
ES2271368T3 (es) | 2001-12-21 | 2007-04-16 | SMITH & NEPHEW, INC. | Sistema de articulacion articulada. |
JP3781186B2 (ja) * | 2002-02-13 | 2006-05-31 | 徹 勝呂 | 人工膝関節 |
FR2835738B1 (fr) * | 2002-02-14 | 2004-10-01 | Jacques Afriat | Prothese totale du genou |
US7309361B2 (en) * | 2002-10-23 | 2007-12-18 | Wasielewski Ray C | Biologic modular tibial and femoral component augments for use with total knee arthroplasty |
JP4943655B2 (ja) | 2002-12-20 | 2012-05-30 | スミス アンド ネフュー インコーポレーテッド | 高性能な膝プロテーゼ |
FR2854060B1 (fr) * | 2003-04-24 | 2006-02-24 | Aesculap Sa | Prothese postero-stabilisee a plot tibial anti-basculement |
FR2854061B1 (fr) * | 2003-04-24 | 2006-02-03 | Aesculap Sa | Prothese postero-stabilisee a plot femoral anti-basculement |
FR2854792B1 (fr) * | 2003-05-12 | 2005-09-09 | Tornier Sa | Jeu d'elements prothetiques pour un ensemble prothetique tibial |
US20050143832A1 (en) | 2003-10-17 | 2005-06-30 | Carson Christopher P. | High flexion articular insert |
US8021368B2 (en) | 2004-01-14 | 2011-09-20 | Hudson Surgical Design, Inc. | Methods and apparatus for improved cutting tools for resection |
US20060030854A1 (en) | 2004-02-02 | 2006-02-09 | Haines Timothy G | Methods and apparatus for wireplasty bone resection |
US8114083B2 (en) | 2004-01-14 | 2012-02-14 | Hudson Surgical Design, Inc. | Methods and apparatus for improved drilling and milling tools for resection |
US20060030855A1 (en) | 2004-03-08 | 2006-02-09 | Haines Timothy G | Methods and apparatus for improved profile based resection |
US7465320B1 (en) * | 2004-05-06 | 2008-12-16 | Biomet Manufacturing Corp. | Knee joint prosthesis |
US9301845B2 (en) | 2005-06-15 | 2016-04-05 | P Tech, Llc | Implant for knee replacement |
US9592127B2 (en) | 2005-12-15 | 2017-03-14 | Zimmer, Inc. | Distal femoral knee prostheses |
EP2478874B1 (en) | 2006-03-21 | 2014-05-28 | DePuy (Ireland) | Moment induced total arthroplasty prosthetic |
WO2008005905A1 (en) | 2006-06-30 | 2008-01-10 | Smith & Nephew, Inc. | Anatomical motion hinged prosthesis |
US7837737B2 (en) * | 2006-08-15 | 2010-11-23 | Howmedica Osteonics Corp. | Femoral prosthesis |
DE102007037154B4 (de) * | 2007-08-07 | 2011-05-19 | Aequos Endoprothetik Gmbh | Künstliches Gelenk und ein zu diesem Einsatz bestimmtes Gelenkteil |
US8292965B2 (en) * | 2008-02-11 | 2012-10-23 | New York University | Knee joint with a ramp |
AU2009215530A1 (en) * | 2008-02-18 | 2009-08-27 | Maxx Orthopedics, Inc. | Total knee replacement prosthesis |
US8192498B2 (en) | 2008-06-30 | 2012-06-05 | Depuy Products, Inc. | Posterior cructiate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature |
US8206451B2 (en) | 2008-06-30 | 2012-06-26 | Depuy Products, Inc. | Posterior stabilized orthopaedic prosthesis |
US8236061B2 (en) | 2008-06-30 | 2012-08-07 | Depuy Products, Inc. | Orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature |
US9119723B2 (en) | 2008-06-30 | 2015-09-01 | Depuy (Ireland) | Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly |
US8187335B2 (en) | 2008-06-30 | 2012-05-29 | Depuy Products, Inc. | Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature |
US8828086B2 (en) | 2008-06-30 | 2014-09-09 | Depuy (Ireland) | Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature |
US9168145B2 (en) | 2008-06-30 | 2015-10-27 | Depuy (Ireland) | Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature |
US8202323B2 (en) * | 2008-07-16 | 2012-06-19 | Depuy Products, Inc. | Knee prostheses with enhanced kinematics |
ES2541672T3 (es) * | 2008-09-12 | 2015-07-23 | Exactech, Inc. | Sistemas relativos a una prótesis de rodilla capaz de conversión de una prótesis de tipo retención de cruzado a una prótesis de tipo estabilización posterior |
US8915965B2 (en) | 2009-05-07 | 2014-12-23 | Depuy (Ireland) | Anterior stabilized knee implant |
US9095453B2 (en) | 2009-08-11 | 2015-08-04 | Michael D. Ries | Position adjustable trial systems for prosthetic implants |
US8382848B2 (en) | 2009-08-11 | 2013-02-26 | Imds Corporation | Position adjustable trial systems for prosthetic implants |
US8496666B2 (en) | 2009-08-11 | 2013-07-30 | Imds Corporation | Instrumentation for mobile bearing prosthetics |
US8998997B2 (en) | 2009-08-11 | 2015-04-07 | Michael D. Ries | Implantable mobile bearing prosthetics |
US8568485B2 (en) | 2009-08-11 | 2013-10-29 | Imds Corporation | Articulating trials for prosthetic implants |
DE102009029360A1 (de) | 2009-09-10 | 2011-03-24 | Aesculap Ag | Kniegelenkendoprothese |
DE102010000067A1 (de) * | 2010-01-13 | 2011-07-14 | Aesculap AG, 78532 | Kniegelenkendoprothese |
EP2603173B1 (en) | 2010-08-12 | 2016-03-23 | Smith & Nephew, Inc. | Structures for use in orthopaedic implant fixation |
CA2810729C (en) | 2010-09-10 | 2018-04-10 | Zimmer Gmbh | Femoral prosthesis with medialized patellar groove |
EP2438889B1 (de) | 2010-10-05 | 2013-12-11 | Aesculap Ag | Kniegelenkprothese |
US8403994B2 (en) | 2011-01-19 | 2013-03-26 | Wright Medical Technology, Inc. | Knee implant system |
US8747479B2 (en) | 2011-04-26 | 2014-06-10 | Michael A. McShane | Tibial component |
JP5873169B2 (ja) * | 2011-06-16 | 2016-03-01 | ジンマー,インコーポレイティド | 改良された関節特性を有する膝関節プロテーゼの大腿骨コンポーネント |
US9308095B2 (en) | 2011-06-16 | 2016-04-12 | Zimmer, Inc. | Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics |
US8551179B2 (en) | 2011-06-16 | 2013-10-08 | Zimmer, Inc. | Femoral prosthesis system having provisional component with visual indicators |
US9060868B2 (en) | 2011-06-16 | 2015-06-23 | Zimmer, Inc. | Femoral component for a knee prosthesis with bone compacting ridge |
US8932365B2 (en) | 2011-06-16 | 2015-01-13 | Zimmer, Inc. | Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics |
WO2014025581A1 (en) * | 2012-08-09 | 2014-02-13 | Walker Peter S | Total knee replacement substituting function of anterior cruciate ligament |
AU2013349254B2 (en) * | 2012-11-21 | 2018-01-18 | L&K Biomed Co., Ltd. | Knee replacement prosthetic |
WO2014143740A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Mako Surgical Corp. | Unicondylar tibial knee implant |
US10130375B2 (en) | 2014-07-31 | 2018-11-20 | Zimmer, Inc. | Instruments and methods in performing kinematically-aligned total knee arthroplasty |
CA2974516C (en) * | 2015-01-21 | 2020-05-05 | Active Implants LLC | Partial unicompartmental system for partial knee replacement |
EP3355834B1 (en) | 2015-09-29 | 2023-01-04 | Zimmer, Inc. | Tibial prosthesis for tibia with varus resection |
US10179052B2 (en) | 2016-07-28 | 2019-01-15 | Depuy Ireland Unlimited Company | Total knee implant prosthesis assembly and method |
Family Cites Families (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1507309A (en) * | 1974-10-14 | 1978-04-12 | Atomic Energy Authority Uk | Prosthetic knee joints |
US4216549A (en) * | 1977-06-02 | 1980-08-12 | Purdue Research Foundation | Semi-stable total knee prosthesis |
US4209861A (en) * | 1978-02-22 | 1980-07-01 | Howmedica, Inc. | Joint prosthesis |
US4213209A (en) * | 1978-05-22 | 1980-07-22 | New York Society For The Relief Of The Ruptured And Crippled | Knee joint prosthesis |
US4298992A (en) * | 1980-01-21 | 1981-11-10 | New York Society For The Relief Of The Ruptured And Crippled | Posteriorly stabilized total knee joint prosthesis |
US4353136A (en) * | 1980-11-05 | 1982-10-12 | Polyzoides Apostolos J | Endoprosthetic knee joint |
US5011496A (en) * | 1988-02-02 | 1991-04-30 | Joint Medical Products Corporation | Prosthetic joint |
US4888021A (en) | 1988-02-02 | 1989-12-19 | Joint Medical Products Corporation | Knee and patellar prosthesis |
US4959071A (en) * | 1988-02-03 | 1990-09-25 | Biomet, Inc. | Partially stabilized knee prosthesis |
US5147405A (en) * | 1990-02-07 | 1992-09-15 | Boehringer Mannheim Corporation | Knee prosthesis |
US5282869A (en) * | 1990-10-24 | 1994-02-01 | Kyocera Corporation | Artificial knee joint |
US5330532A (en) * | 1990-11-09 | 1994-07-19 | Chitranjan Ranawat | Knee joint prosthesis |
US5658342A (en) * | 1992-11-16 | 1997-08-19 | Arch Development | Stabilized prosthetic knee |
GB9405883D0 (en) * | 1994-03-24 | 1994-05-11 | Corin Medical Ltd | Prosthesis assembly |
GB9415180D0 (en) * | 1994-07-28 | 1994-09-21 | Walker Peter S | Stabilised mobile bearing knee |
GB9707717D0 (en) * | 1997-04-16 | 1997-06-04 | Walker Peter S | Knee prosthesis having guide surfaces for control of anterior-posterior translation |
ATE259194T1 (de) * | 1997-10-28 | 2004-02-15 | Ct Pulse Orthopedics Ltd | Kniegelenkprothese |
US5782925A (en) * | 1997-11-06 | 1998-07-21 | Howmedica Inc. | Knee implant rotational alignment apparatus |
-
1997
- 1997-04-16 GB GBGB9707717.6A patent/GB9707717D0/en active Pending
-
1998
- 1998-03-11 GB GB9805226A patent/GB2335145B/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 AU AU70611/98A patent/AU7061198A/en not_active Abandoned
- 1998-04-15 EP EP02079733A patent/EP1285638B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 GB GB9808054A patent/GB2324249B/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-04-15 DE DE69825432T patent/DE69825432T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 US US09/402,937 patent/US6264697B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 ES ES02079733T patent/ES2251561T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 EP EP98917370A patent/EP0975286B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-04-15 WO PCT/GB1998/001098 patent/WO1998046171A1/en active IP Right Grant
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
GB9808054D0 (en) | 1998-06-17 |
GB2324249A (en) | 1998-10-21 |
EP0975286A1 (en) | 2000-02-02 |
AU7061198A (en) | 1998-11-11 |
US6264697B1 (en) | 2001-07-24 |
GB2335145B (en) | 2002-12-31 |
EP1285638A2 (en) | 2003-02-26 |
GB9805226D0 (en) | 1998-05-06 |
WO1998046171A1 (en) | 1998-10-22 |
EP0975286B1 (en) | 2004-08-04 |
DE69825432D1 (de) | 2004-09-09 |
EP1285638B1 (en) | 2005-11-23 |
GB9707717D0 (en) | 1997-06-04 |
GB2324249B (en) | 2001-12-05 |
EP1285638A3 (en) | 2003-12-10 |
GB2335145A (en) | 1999-09-15 |
DE69825432T2 (de) | 2005-08-04 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
ES2251561T3 (es) | Protesis de rodilla. | |
ES2375255T3 (es) | Prótesis de articulación de la rodilla. | |
US7351263B2 (en) | Complete knee prosthesis | |
ES2263923T3 (es) | Protesis de rodilla posterior con constriccion en varo-valgo. | |
US9937058B2 (en) | Prosthetic implant and method of implantation | |
ES2237805T3 (es) | Articulacion de reemplazo entre metacarpiano y falange. | |
US5330532A (en) | Knee joint prosthesis | |
ES2343007T3 (es) | Protesis de rodilla con apoyo movil. | |
ES2626178T3 (es) | Componentes tibiales asimétricos para una prótesis de rodilla | |
ES2303873T3 (es) | Protesis de articulacion de la rodilla. | |
US5609639A (en) | Prosthesis for knee replacement | |
US5219362A (en) | Knee prosthesis | |
AU703453B2 (en) | Mobile bearing total joint replacement | |
ES2261198T3 (es) | Dispositivo protesico para articulaciones humanas, en particular la articulacion del tobillo. | |
ES2308399T3 (es) | Rodilla estabilizada con apoyo movil posterior. | |
ES2380866T3 (es) | Prótesis de rodilla total | |
US6902582B2 (en) | Artificial joint particularly suitable for use as an endoprosthesis for a human knee joint | |
JPH0880311A (ja) | 補綴具としての膝蓋大腿骨関節組立体 | |
US20090319048A1 (en) | Total Knee Replacement Prosthesis | |
CN102046111A (zh) | 铰接的椎间盘植入体 | |
ES2311305T3 (es) | Protesis de rodilla mejorada. | |
UY23861A1 (es) | Protesis articular de rotula y femur distal | |
US8114164B2 (en) | Bicondylar resurfacing prosthesis and method for insertion through direct lateral approach | |
US9775717B2 (en) | Subtalar joint prostheseis and its method of implantation | |
CA3098384A1 (en) | Implants and methods of use and assembly |