ES2375255T3 - Prótesis de articulación de la rodilla. - Google Patents

Prótesis de articulación de la rodilla. Download PDF

Info

Publication number
ES2375255T3
ES2375255T3 ES09164245T ES09164245T ES2375255T3 ES 2375255 T3 ES2375255 T3 ES 2375255T3 ES 09164245 T ES09164245 T ES 09164245T ES 09164245 T ES09164245 T ES 09164245T ES 2375255 T3 ES2375255 T3 ES 2375255T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
curved surface
flexion
curvature
radius
degree
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.)
Active
Application number
ES09164245T
Other languages
English (en)
Inventor
Joseph Wyss
Christel M Wagner
Dimitri Sokolov
Jordan Lee
John L Williams
Said T Gomaa
John M Armacost
Danny W Rumple
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
DePuy Products Inc
Original Assignee
DePuy Products Inc
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by DePuy Products Inc filed Critical DePuy Products Inc
Application granted granted Critical
Publication of ES2375255T3 publication Critical patent/ES2375255T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2/38Joints for elbows or knees
    • A61F2/3836Special connection between upper and lower leg, e.g. constrained
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2/38Joints for elbows or knees
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2/38Joints for elbows or knees
    • A61F2/3859Femoral components
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2/38Joints for elbows or knees
    • A61F2/3868Joints for elbows or knees with sliding tibial bearing
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61FFILTERS 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
    • A61F2/00Filters 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
    • A61F2/02Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30Joints
    • A61F2002/30001Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30108Shapes
    • A61F2002/30199Three-dimensional shapes
    • A61F2002/30242Three-dimensional shapes spherical
    • A61F2002/30245Partial spheres

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Orthopedic Medicine & Surgery (AREA)
  • Physical Education & Sports Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

Una prótesis (10) ortopédica de rodilla que comprende: un componente femoral (12) que presenta una superficie condilar (100) la cual comprende una pluralidad de secciones de superficies curvadas de manera que esté curvada en el plano sagital, y un soporte tibial (14) que presenta una superficie de soporte (32) configurada para su articulación 5 con la superficie condilar del componente femoral, en la que la superficie condilar (i) contacta con la superficie de soporte en un primer punto de contacto (102) sobre la superficie condilar en un primer grado de flexión menor de aproximadamente 30º, (ii) contacta con la superficie de soporte en un segundo punto de contacto (104) sobre la superficie condilar en un segundo grado de flexión mayor de aproximadamente 45º, y (iii) contacta con la superficie de soporte en un tercer punto de contacto (106) sobre la superficie condilar en un tercer grado de flexión mayor que el segundo grado de flexión, en la que la superficie condilar en el plano sagital presenta un primer radio de curvatura (R1) en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura (R2) en el segundo punto de contacto y un tercer radio de curvatura (R3) en el tercer punto de contacto, caracterizada porque la superficie condilar comprende una pluralidad de secciones de superficies curvadas en el plano sagital entre el primer punto de contacto y el tercer punto de contacto, las cuales presentan unos radios de curvatura alrededor de un centro común, presentando cada sección de superficie curvada un radio de curvatura diferente, siendo el tercer radio de curvatura mayor que el segundo radio de curvatura en al menos 0,5 mm.

Description

Protesis de articulacion de la rodilla
La presente invencion se refiere al campo de las protesis ortopedicas para su uso en cirugia de sustitucion de la rodilla.
5 La artroplastia articular es una intervencion quirurgica bien conocida mediante la cual una articulacion natural enferma y / o danada es sustituida por una articulacion protesica. La protesis tipica de rodilla incluye una bandeja tibial, un componente femoral y un inserto o soporte polimerico insertado entre la bandeja tibial y el componente femoral. Dependiendo de la severidad del dano producido a la junta del paciente, pueden ser utilizadas protesis ortopedicas de movilidad variable. Por ejemplo, la protesis de rodilla puede incluir un soporte tibial "fijo" en aquellos
10 casos en los que es deseable limitar el movimiento de la protesis de rodilla, como por ejemplo cuando existe una perdida o dano de tejido blando considerable. Como alternativa, la protesis de rodilla puede incluir un soporte tibial "movil" en aquellos casos en los que se desea un grado de libertad de movimiento mayor. Asi mismo, la protesis de rodilla puede ser una protesis de rodilla total disenada para sustituir la superficie de interconexion tibiofemoral de ambos condilos del femur del paciente o una protesis de rodilla unicompartimental (o unicondilar) disenada para
15 sustituir la superficie de interconexion tibiofemoral de un solo condilo del femur del paciente.
El tipo de protesis ortopedica de rodilla utilizado para sustituir la rodilla natural de un paciente puede, asi mismo, depender de si el ligamento cruzado posterior del paciente es mantenido o es sacrificado (esto es, extirpado durante la intervencion quirurgica). Por ejemplo, si el ligamento cruzado posterior del paciente esta danado, enfermo, y / o es en todo caso extirpado durante la intervencion quirurgica, una protesis de rodilla estabilizada posterior puede ser
20 utilizada para proporcionar un soporte y / o un control adicional en grados de flexion mas tardios. Como alternativa, si el ligamento cruzado posterior esta intacto, puede ser utilizada una protesis de rodilla con mantenimiento del ligamento cruzado.
Las tipicas protesis ortopedicas de rodilla estan generalmente disenadas para reproducir el movimiento natural de la articulacion del paciente. Cuando la rodilla es flexionada y extendida, los componentes femoral y tibial articulan y 25 experimentan combinaciones de movimiento relativo antero - posterior y rotacion relativa interno - externa. Sin embargo, el tejido blando circundante del paciente influye, asi mismo, en la cinematica y en la estabilidad de la protesis ortopedica de la rodilla en toda la extension de movimiento. Esto es, las fuerzas ejercidas sobre los componentes ortopedicos por el tejido blando del paciente pueden provocar no deseable o indeseable de la protesis ortopedica de rodilla. Por ejemplo, la protesis ortopedica de rodilla puede mostrar una cantidad de traslacion no
30 natural (paradojica) anterior cuando el componente femoral es desplazado a lo largo de la extension de la flexion.
En una protesis de rodilla ortopedica tipica, la traslacion anterior paradojica puede producirse casi en cualquier grado de flexion pero especialmente los grados de flexion medio y tardio. La traslacion anterior paradojica puede genericamente definirse como un movimiento relativo anormal de un componente femoral sobre un soporte tibial en el cual el "punto" de contacto entre el componente femoral y el soporte tibial "se desliza" en sentido anterior con
35 respecto al soporte tibial. Esta traslacion anterior paradojica puede traducirse en una perdida de la estabilidad de la articulacion, en un desgaste acelerado, en una cinematica anormal de la rodilla y / o provocar que el paciente experimente una sensacion de inestabilidad en el desarrollo de algunas actividades.
El documento US-4340978 divulga una protesis de rodilla, en la cual la superficie de soporte del componente femoral esta constituida como una pluralidad de segmentos. La superficie de soporte de cada segmento esta
40 constituida como una superficie de revolucion como un radio fijo alrededor de un centro. La longitud del radio y el emplazamiento del centro difieren entre un segmento y el segmento adyacente siguiente. La invencion proporciona una protesis ortopedica de rodilla de acuerdo con lo definido en la reivindicacion 1.
En algunas formas de realizacion, el primer grado de flexion puede oscilar entre 00 y 100, el segundo grado de flexion puede oscilar entre 600 y 700 y el tercer grado de flexion puede oscilar entre 800 y 1100. Por ejemplo, en una
45 forma de realizacion concreta, el primer grado de flexion es de aproximadamente 50, el segundo grado de flexion es de aproximadamente 650 y el tercer grado de flexion es de aproximadamente 900.
La pluralidad de secciones de superficie curvada puede incluir la porcion de superficie curvada mas interior. El radio de curvatura de la seccion de superficie curvada mas anterior puede tener una longitud mayor que el radio de curvatura de todas las demas secciones entre la pluralidad de secciones de superficie curvada. La longitud del radio 50 de curvatura de cada seccion de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior, puede ser menor que la longitud del radio de curvatura de una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente. Por ejemplo, la longitud del radio de curvatura de cada seccion de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior es inferior a la longitud del radio de curvatura de una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente por una distancia que oscila entre 0,1 mm y 5 mm, de modo
55 preferente, entre 1 mm y 3 mm, por ejemplo alrededor de 1 mm.
Cada una de la pluralidad de secciones de superficie curvada puede subtender un angulo correspondiente. Cada angulo subtendido por la pluralidad de secciones de superficie curvada puede ser aproximadamente igual. Cada angulo subtendido por cada una de la secciones de superficie posterior a la seccion de superficie curvada mas
anterior puede ser menor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente. Por ejemplo, el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior, puede ser menor que el angulo subtendido por la seccion de superficie curvada anterior adyacente por una cantidad que oscila entre 0,50 y 50. Asi mismo, se contempla que el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficie curvada posterior con respecto a la porcion de superficie curvada mas anterior puede ser mayor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente. Por ejemplo, en algunas formas de realizacion, el angulo subtendido por cada una de las secciones de la superficie curvada posterior con respecto a la porcion de superficie curvada mas anterior puede exceder el angulo subtendido por la seccion de superficie curvada anteriormente adyacente en una cantidad que oscile entre 0,50 y 50.
La pluralidad de secciones de superficie curvada puede incluir la seccion de superficie curvada mas anterior. El radio de curvatura de la seccion de superficie curvada mas anterior puede tener una longitud mayor que el radio de curvatura de cualquier otra seccion de superficie curvada de la pluralidad de secciones de superficie curvada. La longitud del radio de curvatura de cada seccion de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior puede ser menor que la longitud del radio de curvatura de una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente. Por ejemplo, la longitud del radio de curvatura de cada seccion de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior puede ser menor que la longitud del radio de curvatura de una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente en una distancia que oscile entre 1 mm y 3 mm.
Cada una de la pluralidad de superficies curvadas puede subtender un angulo correspondiente. En algunas formas de realizacion, el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior puede ser menor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente. En otras formas de realizacion, el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficie curvada posterior con respecto a la seccion de superficie curvada mas anterior puede ser mayor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente.
Formas de realizacion de la invencion se describiran seguidamente a modo de ejemplo con referencia a los dibujos que se acompanan, en los cuales:
La FIG.1es una vista en perspectivaen despiece ordenado de una forma de realizacionde una protesis ortopedica de rodilla;
la FIG. 2 es una vista en perspectiva en despiece ordenado de una forma de realizacion de una protesis ortopedica de rodilla;
la FIG. 3 esunavista en seccion transversal deuna forma de realizacion de un componente femoral yde un soporte tibial de la FIG. 1 tomadagenericamente alo largo de las lineas de seccion 2 -2 yque presenta el componente femoral articulado en un primer grado de flexion;
la FIG. 4 esunavista en seccion transversal deun componente femoral yde un soporte tibialde la FIG. 3 que presenta el componente femoral articulado con un segundo grado de flexion;
la FIG. 5 esunavista en seccion transversal deun componente femoral yde un soporte tibialde la FIG. 3 que presenta el componente femoral articulado con un tercer grado de flexion;
la FIG. 6 es una vista en seccion transversal de otra forma de realizacion del componente femoral de la FIG. 1;
la FIG. 7 es una vista en seccion transversal de otra forma de realizacion del componente femoral de la FIG. 1;
la FIG. 8 esun graficodelatraslacion antero -posteriordeun componentefemoral simulado que presenta un radio de curvatura incrementado situado en distintos grados de flexion;
la FIG. 9 es un grafico de la traslacion antero - posterior de otro componente femoral simulado que presenta un radio de curvatura situado en diversos grados de flexion;
la FIG. 10 es un grafico de la traslacion antero -posterior de otro componente femoral simulado que presenta un radio de curvatura incrementado situado en varios grados de flexion; y
la FIG. 11 es un grafico de la traslacion antero -posterior de otro componente femoral simulado que presenta un grado de curvatura incrementado en diversos grados de flexion.
Los terminos que representan referencias anatomicas como por ejemplo anterior, posterior, medial, lateral, superior, inferior, etc., pueden ser utilizados a lo largo de la presente divulgacion con referencia tanto a los implantes ortopedicos descritos en la presente memoria como a la anatomia natural de un paciente. Dichos terminos incorporan significados sobradamente conocidos tanto en el estudio de la anatomia como en el campo de la
ortopedia. El uso de estos terminos de referencia anatomicos en la memoria descriptiva y en las reivindicaciones pretende ser coherente con sus significados generalmente conocidos, a menos que se indique lo contrario.
Con referencia a los dibujos, la FIG. 1 muestra una protesis de rodilla 10 la cual incluye un componente femoral 12, un soporte tibial 14 y una bandeja tibial 16. El componente femoral 12 y la bandeja tibial 16 estan constituidos a partir de un material metalico, como por ejemplo cromo -cobalto o titanio, pero pueden estar constituidos con otros materiales, como por ejemplo un material ceramico, un material polimerico, un material de bioingenieria, o similares, en otras formas de realizacion. El soporte tibial 14 esta constituido a partir de un material polimerico como por ejemplo polietileno de peso molecular ultraalto (UHMWPE), o puede estar constituido con otros materiales, como por ejemplo, un material ceramico, un material metalico, un material de bioingenieria o similares, en otras formas de realizacion.
Tal y como se analiza con mayor detalle mas adelante, el componente femoral 12 puede articularse con el soporte tibial 14, el cual esta configurado para ser acoplado a la bandeja tibial 16. En la forma de realizacion mostrada en la FIG. 1, el soporte tibial 14 se materializa como un soporte tibial rotatorio o movil y esta configurado para rotar con respecto a la bandeja tibial 12 durante su uso. Sin embargo, en otras formas de realizacion, el soporte tibial 14 puede materializarse como un soporte tibial fijo, el cual puede ofrecer una rotacion limitada o restringida con respecto a la bandeja tibial 16.
La bandeja tibial 16 esta configurada para ser fijada a un extremo proximal preparado quirurgicamente de una tibia del paciente (no mostrada). La bandeja tibial 16 puede estar fijada a la tibia del paciente por medio de adhesivo oseo u otro medio de fijacion. La bandeja tibial 16 incluye una plataforma 18 que presenta una superficie superior 20 y una superficie inferior 22. Tal y como se muestra, la superficie superior 20 es genericamente planar y, en algunas formas de realizacion, puede estar muy pulimentada. La bandeja tibial 16 incluye, asi mismo, un vastago 24 que se extiende hacia abajo desde la superficie inferior 22 de la plataforma 18. Una cavidad o taladro 26 esta definida en la superficie superior 20 de la plataforma 18 y se extiende hacia abajo hasta el interior del vastago 24. El taladro 26 esta conformado para recibir un vastago complementario del inserto tibial 14 de acuerdo con lo analizado con mayor detalle mas adelante.
De acuerdo con lo analizado con anterioridad, el soporte tibial 14 esta configurado para su acoplamiento con la bandeja tibial 16. El soporte tibial 14 incluye una plataforma 30 que presenta una superficie de soporte superior 32 y una superficie inferior 34. En la forma de realizacion descrita, en la que cual soporte tibial 14 esta materializado como un soporte tibial rotatorio o movil, el soporte 14 incluye un vastago 36 que se extiende hacia abajo desde la superficie inferior 32 de la plataforma 30. Cuando el soporte tibial 14 es acoplado a la bandeja tibial 16, el vastago 36 es recibido dentro del taladro 26 de la bandeja tibial 16. En uso, el soporte tibial 14 esta configurado para rotar alrededor de un eje geometrico definido por el vastago 36 con respecto a la bandeja tibial 16. En formas de realizacion en las cuales el soporte tibial 14 se materializa como un soporte tibial fijo, el soporte 14 puede o puede no incluir el vastago 22 y / o puede incluir otros dispositivos o elementos caracteristicos para fijar el soporte tibial 14 a la bandeja tibial 12 en una configuracion no rotatoria.
La superficie de soporte superior 32 del soporte tibial 14 incluye una superficie de soporte medial 42 y una superficie de soporte lateral 44. Las superficies de soporte medial y lateral 42, 44 estan configuradas para recibir o de cualquier modo contactar con los correspondientes condilos medial y lateral del componente femoral 14 de acuerdo con lo analizado con mayor detalle mas adelante. En cuanto tal, cada superficie de soporte 42, 44 presenta un contorno concavo.
El componente femoral 12 esta configurado para su acoplamiento con una superficie quirurgicamente preparada del extremo distal de un femur (no mostrado) de un paciente. El componente femoral 12 puede ser fijado al femur del paciente empleando adhesivo oseo u otros medios de fijacion. El componente femoral 12 incluye una superficie de articulacion exterior 50 que presenta un par de condilos medial y lateral 52, 54. Los condilos 52, 54 estan separados para definir una abertura intercondilar 56 entre ellos. En uso, los condilos 52, 54 sustituyen los condilos naturales del femur del paciente y estan configurados para su articulacion sobre las superficies de soporte correspondientes 42, 44 de la plataforma 30 del soporte tibial 14.
La protesis ortopedica de rodilla 10 mostrada en la FIG. 1 se materializa como una protesis de rodilla con mantenimiento del cruzado posterior. Esto es, el componente femoral 12 se materializa como una protesis de rodilla con mantenimiento del cruzado posterior y el soporte tibial 14 se materializa como un soporte tibial 14 con mantenimiento del cruzado posterior. Sin embargo la protesis ortopedica de rodilla 10 puede materializarse como una protesis de rodilla con reseccion del cruzado posterior, tal y como se muestra en la FIG. 2.
En dichas formas de realizacion, el soporte tibial 14 se materializa como un soporte tibial de estabilizacion posterior e incluye una cresta 60 que se extiende hacia arriba desde la plataforma 30. La cresta 60 esta situada entre las superficies de soporte 42, 44 e incluye un lado interior 62 y un lado posterior 64 que presenta una superficie de leva
66. En la forma de realizacion descrita, la superficie de leva 66 presenta una curvatura sustancialmente concava. Sin embargo, pueden ser utilizadas, en otras formas de realizacion, unas crestas 60 que incluyan las superficies de leva 66 con otras geometrias. Por ejemplo, puede ser utilizado un soporte tibial que incluya una cresta que presente un
perfil en seccion transversal con forma sustancial de "S", como por ejemplo el soporte tibial divulgado en el documento EP-A-2149354.
El componente femoral 12 puede materializarse como un componente femoral posterior estabilizado e incluye una muesca o rebajo intercondilar 57 ( y no una abertura 56). Una leva posterior 80 (mostrada en linea de puntos) y una leva anterior 82 estan situadas en la muesca intercondilar 57. La leva posterior 80 esta situada hacia el lado posterior del componente femoral 12 e incluye una superficie de leva 86 configurada para encajar o de cualquier otro modo contactar con la superficie de leva 66 de cresta 60 del soporte tibial 12 durante su uso.
La protesis ortopedica de rodilla de la invencion puede ser, o bien una protesis de rodilla con mantenimiento del cruzado posterior o con reseccion del cruzado. Aunque el componente femoral 12 y el soporte tibial 14 de la protesis de rodilla 10 analizados mas adelante, y mostrados en los dibujos, son apropiados para su uso en una protesis de rodilla con mantenimiento del cruzado posterior, la descripcion es igualmente aplicable a protesis ortopedicas de rodilla con reseccion del cruzado posterior (posterior estabilizado).
La protesis ortopedica de rodilla de la invencion puede sustituir una rodilla izquierda o una rodilla derecha. La protesis mostrada en los dibujos esta concebida para sustituir una rodilla derecha y, en cuanto tal, la superficie de soporte 42 y el condilo 52 se designan como dispuestos en posicion medial y la superficie de soporte 44 y el condilo 54 se designan como situados en posicion lateral. Sin embargo, la protesis ortopedica de la invencion puede ser configurada para sustituir la rodilla izquierda de un paciente, cuando esa superficie de soporte 42 y el condilo 52 puedan estar situados en posicion lateral y la superficie de soporte 44 y el condilo 54 puedan estar situados en posicion medial.
Con referencia ahora a las FIGS. 3 a 5, el componente femoral 12 esta configurado para su articulacion sobre el soporte tibial 14 durante su uso. Cada condilo 52, 54 del componente femoral 12 incluye una superficie condilar 100 la cual esta curvada de manera convexa en el plano sagital y esta configurada para contactar con la respectiva superficie de soporte 42, 44. Por ejemplo, en una forma de realizacion mostrada en la FIG. 3, cuando la protesis ortopedica de rodilla 10 esta en extension o en cualquier caso no en flexion (por ejemplo, una flexion de aproximadamente 00), la superficie condilar 100 del condilo 52 contacta con la superficie de soporte 42 (o con la superficie de soporte 44 con respecto al condilo 54) en uno o mas puntos de contacto 102 sobre la superficie condilar 100.
Dado que la protesis ortopedica de rodilla 10 esta articulada a lo largo de unos grados de flexion intermedios, el componente femoral 12 contacta con el soporte tibial 14 en uno o mas puntos de contacto sobre la superficie condilar 100. Por ejemplo, en una forma de realizacion mostrada en la FIG. 4, cuando la protesis ortopedica de rodilla 10 esta articulada en un grado de flexion intermedio (por ejemplo en un angulo aproximado de 450), la superficie condilar 100 contacta con la superficie de soporte 42 en uno o mas puntos de contacto 104 sobre la superficie condilar 100. De modo similar, la protesis ortopedica de rodilla 10 esta articulada hasta un grado de flexion tardio (por ejemplo en un angulo aproximado de 700 de flexion), la superficie condilar 100 contacta con la superficie de soporte 42 en uno o mas puntos de contacto 10b sobre la superficie condilar 100, tal y como se muestra en la FIG. 5. El componente femoral 12 puede contactar con el soporte tibial 14 en una pluralidad de puntos de contacto sobre la superficie condilar 100 en un grado de flexion particular cualquiera. Sin embargo, por razones de claridad en la descripcion, solo se muestran los puntos de contacto 102, 104, 106, en las FGIS. 3 a 5, respectivamente.
La protesis ortopedica de rodilla 10 esta configurada de tal manera que la cantidad de traslacion anterior paradojica del componente femoral 12 con respecto al soporte tibial 14 pueda reducirse o en cualquier caso retrasarse hasta un grado de flexion mas tardio (esto es, mayor). En particular, tal y como se analiza con mayor detalle mas adelante, la superficie condilar 100 de uno o ambos condilos 52, 54 presenta una geometria o curvatura particular configurada para reducir y / o retardar las traslaciones anteriores y, en algunas formas de realizacion, promover la traslacion de "rodamientos" o posterior del componente femoral 12. Mediante el retardo de la instalacion de la traslacion anterior paradojica del componente femoral 12 hasta un grado de flexion mayor, la manifestacion total de la traslacion anterior paradojica puede ser reducida en el curso de aquellas actividades de un paciente en las cuales tipicamente no se obtiene una flexion profunda.
En una protesis ortopedica de rodilla tipica, la traslacion anterior paradojica puede manifestarse siempre que la protesis de rodilla este situada en un grado mayor que el grado cero. La probabilidad de la traslacion anterior aumenta en terminos generales cuando la protesis ortopedica de rodilla se articula en grados de flexion mayores, particularmente en la escala de flexiones medias. En dichas orientaciones, la traslacion anterior paradojica del componente femoral sobre el soporte tibial puede manifestarse siempre que la fuerza tangencial (traccion) entre el componente femoral y el soporte tibial no consiga satisfacer la siguiente ecuacion:
T < N (1)
en la cual &quot;T&quot; es la fuerza tangencial (traccion), &quot;1&quot; es el coeficiente de friccion del componente femoral y del soporte tibial, y &quot;N&quot; es la fuerza normal entre el componente femoral y el soporte tibial. En terminos generales, la fuerza tangencial (traccion) entre el componente femoral y el soporte tibial puede definirse como:
T=M/R (2)
5 10
en la cual &quot;T&quot; es la fuerza tangencial (traccion), entre el componente femoral y el soporte tibial &quot;M&quot; es el momento de la rodilla y &quot;�&quot; es el radio de curvatura en el plano sagital de la superficie condilar en contacto con el soporte tibial en el grado de flexion concreto. La ecuacion (2) es una simplificacion de las ecuaciones que rigen en el mundo real las cuales no consideran factores tales como la inercia y la aceleracion. Con independencia de ello, la ecuacion (2) proporciona la percepcion de que la traslacion anterior paradojica de una protesis ortopedica de rodilla puede ser reducida o retrasada mediante el control del radio de curvatura de la superficie condilar del componente femoral. Esto es, mediante el control del radio de curvatura de la superficie condilar (incrementado o manteniendo el radio de curvatura), la ecuacion (2) del lado a mano derecha puede ser reducida, reduciendo de esta manera el valor de la fuerza tangencial (traccion) y satisfaciendo la ecuacion (1). Tal y como se analizo con anterioridad, asegurando que la fuerza tangencial (traccion) satisface la ecuacion (1), la traslacion anterior paradojica del componente femoral sobre el soporte tibial puede ser reducida o en cualquier caso retrasada hasta un grado de flexion mayor.
En base al analisis expuesto, para reducir o retrasar la instalacion de la traslacion anterior paradojica, se controla la geometria de la superficie condilar 100 de uno o ambos condilos 52, 54 del componente femoral 12. Por ejemplo, en algunas forma de realizacion, el radio de curvatura de la superficie condilar 100 es controlado de forma que el radio de curvatura se mantenga constante a lo largo de una escala de grados de flexion y / o se incrementa en las escalas de flexion tempranas o intermedias. Comparativamente, los componentes femorales tipicos presentan unos radios de curvatura decrecientes comenzando con el radio de curvatura distal (esto es, en un angulo aproximado de 00 de flexion). Sin embargo, se ha determinado que manteniendo un radio de curvatura relativamente constante, esto es, sin reducir el radio de curvatura) a lo largo de una escala de grados predeterminada de flexion temprana a intermedia y / o incrementado el radio de curvatura a lo largo de una esacla de grados de flexion predeterminada puede reducir o retardar la traslacion anterior paradojica del componente femoral 12.
La superficie condilar 100 puede ser configurada de tal manera que la transicion entre los radios de curvatura discretos de la superficie condilar 100 sea gradual. Esto es, efectuando una transicion gradual entre los radios de curvatura discretos, y no mediante transiciones abruptas, puede reducirse o retratarse la traslacion anterior paradojica del componente femoral 12. Asi mismo, la velocidad de cambio del radio de curvatura de la superficie condilar en las escalas de flexion temprana a intermedia (por ejemplo desde aproximadamente 00 a aproximadamente 900) es controlada de tal manera que la velocidad de cambio sea inferior a un umbral predeterminado. Esto es, se ha determinado que si la velocidad de cambio del radio de curvatura de la superficie condilar 100 es mayor que el umbral, puede producirse la traslacion anterior paradojica.
Con referencia a las FIGS. 6 a 12, la superficie condilar 100 del componente femoral 12 presenta un radio incrementado de curvatura en los grados de flexion temprano e intermedio. Incrementado el radio de curvatura, puede reducirse o retratarse la traslacion anterior paradojica hasta un grado de flexion mas tardio. La cantidad de aumento entre el radio de curvatura �2 y el radio de curvatura �3 (veanse las FIGS. 6 y 7), asi como el grado de flexion sobre la superficie condilar 100 en la cual dicho incremento se produce se ha determinado que produce efectos sobre la aparicion de la traslacion anterior paradojica. Tal y como se analiza con mayor detalle en el documento EP-A-2158878, se pusieron en practicas multiples simulaciones de distintos disenos de componentes femorales utilizando el programa de soft�are LifeM�D / �nee Sim, version 1007.1.0 �eta 16, el cual esta comercialmente disponible en LifeModeler, Inc. de San Clemente, California, para analizar el efecto del incremento del radio de curvatura de la superficie condilar de los componentes femorales en una flexion temprana e intermedia. En base a dicho analisis, se ha determinado que la traslacion anterior paradojica del componente femoral con respecto al soporte tibial puede reducirse o en cualquier caso retrasarse incrementando el grado de curvatura de la superficie condilar en una cantidad que oscila entre aproximadamente 0,5 mm y aproximadamente 5 mm o mas en un grado de flexion que oscila entre aproximadamente 300 de flexion y aproximadamente 900 de flexion.
Por ejemplo el grafico 200 de la FIG. 8 presenta los resultados de una simulacion de flexion profunda de rodilla utilizando un componente femoral en el cual el radio de curvatura de la superficie condilar se incremento en 0,5 mm (esto es, de 25,0 a 25,5 mm) en 300 de flexion, en 500 de flexion , en 700 de flexion y en 900 de flexion. De modo similar, el grafico 300 de la FIG. 9 presenta el resultado de una simulacion de flexion profunda de rodilla utilizando un componente femoral en la cual el radio de curvatura de la superficie condilar se incremento en 1,0 mm, esto es, de 25,0 a 26,0 mm en 300 de flexion, en 500 de flexion, en 700 de flexion y en 900 de flexion. El grafico 400 de la FIG. 10 presenta el resultado de una simulacion de flexion profunda de rodilla utilizando un componente femoral en el cual el grado de curvatura de la superficie condilar se incremento en 2,0 mm (esto es, de 25,0 a 27,0 mm) en 300 de flexion, en 500 de flexion, en 700 de flexion y en 900 de flexion. Asi mismo, el grafico 500 de la FIG. 11 presenta el resultado de una simulacion de flexion profunda de rodilla utilizando un componente femoral en el cual el grado de curvatura de la superficie condilar se incremento en 5,0 mm (esto es, de 25,0 a 26,0 mm) en 300 de flexion, en 500 de flexion, en 700 de flexion y en 900 de flexion.
En los graficos 200, 300, 400, 500, los puntos condilares mas bajos o mas distales (CLP) del condilo medial (&quot;med&quot;) y del condilo lateral (&quot;lat&quot;) del componente femoral son representados graficos como una representacion del posicionamiento relativo del componente femoral con respecto al soporte tibial. En cuanto tal, una linea inclinada hacia abajo representa el rodamiento del componente femoral sobre el soporte tibial y una linea inclinada hacia abajo representa la traslacion anterior del componente femoral sobre el soporte tibial.
Tal y como se muestra en los graficos 200, 300, 400, 500, el deslizamiento anterior del componente femoral fue retrasado hasta despues de aproximadamente 1000 de flexion en cada una de las formas de realizacion; y la cantidad de traslacion anterior fue limitada a menos de aproximadamente 1 mm. En particular, el &quot;rodamiento&quot; del componente femoral sobre el soporte tibial fue promovido mediante incrementos mayores en el radio de curvatura de la superficie condilar en grados de flexion mas tempranos. Por supuesto, la cantidad de incremento del radio de curvatura del radio de flexion en el cual dicho incremento se introduce, esta limitado por otros factores, como por ejemplo el espacio articular anatomico de la rodilla del paciente, el tamano del soporte tibial, y similares. Con independencia de ello, en base a las simulaciones presentadas en los graficos 200, 300, 400, 500, la traslacion anterior paradojica del componente femoral sobre el soporte tibial puede ser reducida o en cualquier caso retrasada incrementando el radio de curvatura de la superficie condilar del componente femoral durante la flexion temprana o intermedia.
Con referencia de nuevo a las FIGS. 6 y 7, la superficie condilar 100 en el plano sagital esta conformada en parte mediante una pluralidad de secciones de superficie curvadas 102, 104, 106, 108, cada uno de cuyos extremos sagitales esta situado en posicion tangencial con respecto a los extremos sagitales de cualquier posicion de superficie curvada adyacente de la superficie condilar 100. Cada seccion de superficie curvada 102, 106, 108 esta definida por un radio de curvatura. En particular, la seccion de superficie curvada 102 esta definida por un radio de curvatura �1, la seccion de superficie 106 esta definida por un radio de curvatura �3, y la seccion de superficie curvada 108 esta definida por un radio de curvatura �4. Asi mismo, tal y como se analiza con mayor detalle mas adelante, la seccion de superficie curvada 104 esta disenada para proporcionar una transicion gradual desde el primer radio de curvatura �1 hasta un segundo radio de curvatura �2. Para hacerlo, la seccion de superficie curvada 104 esta definida por una pluralidad de secciones de superficie curvada 110, 120 cada una de las cuales esta definida por un radio de curvatura separado �5.
De acuerdo con lo analizado con anterioridad, la superficie condilar 100 del componente femoral 12 esta configurada de tal manera que el radio de curvatura �3 de la seccion de superficie curvada 106 sea mayor que el radio de curvatura �2 de la seccion de superficie curvada 104. En una forma de realizacion, el radio de curvatura �3 excede el radio de curvatura �2 en 0,5 mm o mas. En otra forma de realizacion, el radio de curvatura �3 excede el radio de curvatura �2 en 2 mm o mas. En otra forma de realizacion, el radio de curvatura �3 excede el radio de curvatura �2 en 2 mm o mas. En una forma de realizacion concreta, el radio de curvatura �3 excede el radio de curvatura �2 en al menos 5 mm o mas. El concreto incremento del radio de curvatura entre �2 y �3 puede basarse en o aumentar de escala hasta el tamano concreto con el componente femoral 12.
Cada una de las secciones de superficies curvadas 102, 104, 106, 108 contacta con la superficie de soporte 42 (o 44) del soporte tibial 14 a lo largo de escalas de grado de flexion diferentes. Por ejemplo, la seccion de superficie curvada 102 se extiende desde 10 inicial de flexion �1 hasta un grado mas tardio de flexion �2. La seccion de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexion �2 hasta un grado mas tardio de flexion �3. La seccion de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexion �3 hasta un grado de flexion mas tardio de flexion �4.
Por ejemplo, en una forma de realizacion, la seccion de superficie curvada 102 puede extenderse desde un grado de flexion �1 de aproximadamente -100 (10 grados de hiperextension) hasta un grado de flexion �2 de aproximadamente 50 de flexion. La seccion de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexion �2 d aproximadamente 50 de flexion hasta un grado de flexion �3 de aproximadamente 650 de flexion. La seccion de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexion �3 de aproximadamente 650 de flexion hasta un grado de flexion �4 de aproximadamente 900 de flexion y la seccion de superficie curvada 108 se extiende desde el grado de flexion �4 hasta aproximadamente 900 de flexion hasta un grado de flexion �5 de aproximadamente 1040 de flexion.
Cada una de las secciones de superficie curvada 102, 104, 106, 108 puede extenderse a partir de grados de flexion diferentes de los analizados con anterioridad. Por ejemplo los grados de flexion concretos a lo largo de los cuales las secciones de superficie curvada 102, 104, 106, 108 se extienden, pueden basarse o en cualquier caso determinarse en base a factores tales como el tipo de componente femoral 10 (por ejemplo con mantenimiento del cruzado o posterior estabilizado), y el tamano del componente femoral 10.
De acuerdo con lo analizado con anterioridad, la seccion de superficie curvada 104 esta disenada para efectuar una transicion gradual del radio de curvatura �1 al radio de curvatura �2. De acuerdo con ello, tal y como se muestra en la FIG. 5, la seccion de superficie curvada 104 esta definida por una pluralidad de secciones de superficie curvadas
110. En la forma de realizacion mostrada en la FIG. 5 la seccion de superficie curvada 104 esta definida por seis secciones de superficie curvada 110A, 110�, 110C, 110D, 110E, 110F, pero puede estar definida por o en cualquier caso incluir mas o menos secciones de superficies curvada 110. El numero concreto de secciones de superficies curvada 110 utilizado puede basarse en, por ejemplo, el tamano del angulo subtendido por la seccion de superficie curvada 104.
Cada una de las secciones de superficie curvada 110 de la superficie condilar 100 contacta con la superficie de soporte 42 (o 44) del soporte tibial 14 a lo largo de escalas de grados de flexion diferentes. Por ejemplo, la seccion de superficie curvada 110A se extiende desde el grado de flexion �2 hasta un grado de flexion mas amplio �C1, la
seccion de superficie curvada 110� se extiende desde el grado de flexion �1 hasta un grado de flexion mas tardio �C2, la seccion de superficie curvada 110C se extiende desde el grado de flexion �C2 hasta el grado de flexion mas tardio �C3, la seccion de superficie curvada 110D se extiende desde el grado de flexion v �C3 hasta un grado de flexion mas tardio �C4, la seccion de superficie curvada 110E se extiende desde el grado de flexion �4 hasta un grado de flexion mas avanzada �C5, y la seccion de superficie curvada 110F se extiende desde el grado de flexion �C5 hasta el grado de flexion mas tardio �3.
En la forma de realizacion mostrada en la FIG. 5, cada una de las secciones de superficie curvada 110 se extiende sustancialmente en los mismos grados de flexion. Esto es, los grados de flexion entre �2 y �C1, �C1 y �C2, entre �C2 y �C3, entre �C3 y �C4, entre �C4 y �C5 y entre �C5 y �3 son sustancialmente iguales. Por ejemplo, cada seccion de superficie curvada 110, puede extenderse a lo largo de un angulo aproximado de 100. Sin embargo, cada seccion de superficie curvada 110 puede extenderse hasta una cantidad mayor o menor. Por ejemplo, cada seccion de superficie curvada se extiende (esto es, subtiende un angulo) de aproximadamente 10 hasta aproximadamente
150.
Cada una de las secciones de superficie curvada 110 esta definida por un radio de curvatura �5. Esto es, la seccion de superficie curvada 110A esta definida por un radio de curvatura �5A, la seccion de superficie curvada 110� esta definida por un radio de curvatura �5�, la seccion de superficie curvada 110C esta definida por un radio de curvatura �5C, la seccion de superficie curvada 110D esta definida por un radio de curvatura �5D, la seccion de superficie curvada 110E esta definida por un radio de curvatura �5E, y la seccion de superficie curvada 110F esta definida por un radio de curvatura �5F. Cada radio de curvatura �5 es menor (esto es, presenta una longitud mas corta) que el radio de curvatura anteriormente adyacente �5. Esto es, �5F es menor que �5E, �5E es menor que �5D, �5D es menor que �5C, �5C es menor que �5� y �5� es menor que �5A. Por ejemplo, en una forma de realizacion, cada radio de curvatura �5 puede tener una longitud menor que el radio de curvatura anteriormente adyacente �5 en una cantidad que oscile entre aproximadamente 0,1 y aproximadamente 5 mm. Sin embargo, cada radio de curvatura �5 puede tener una longitud menor que el radio de curvatura anteriormente adyacente �5 en una cantidad mayor o menor que dichos valores. La longitud concreta de cada radio de curvatura �5 puede determinarse en base a factores tales como la aplicacion concreta y la longitud de la seccion de superficie curvada 104.
La FIG. 7 muestra una forma de realizacion en la cual la seccion de superficie curvada 104 esta conformada por una pluralidad de secciones de superficie curvada 120, cada una de las cuales puede extenderse a lo largo de una cantidad de grados diferente (esto es, subtienden angulos de diferentes tamanos). Por ejemplo, en la forma de realizacion mostrada en la FIG. 7, la seccion de superficie curvada 104 esta definida por diez secciones de superficie curvada 120A, 120�, 120C, 120D, 120E, 120F, 120G, 120H, 120I, 120�. La seccion de superficie curvada 120A se extiende desde el grado de flexion �1 hasta un grado de flexion mas tardio �C1, la seccion de superficie curvada 120� se extiende desde el grado de flexion �C1 hasta un grado de flexion mas tardio �C2, la seccion de superficie curvada 120C se extiende desde el grado de flexion �C2 hasta un grado de flexion mas tardio �C3, la seccion de superficie curvada 120D se extiende desde el grado de flexion �C3 hasta un grado de flexion mas tardio �C4, la seccion de superficie curvada 120E se extiende desde el grado de flexion �C4 hasta un grado de flexion mas tardio �C5, la seccion de superficie curvada 120F se extiende desde el grado de flexion �C5 hasta un grado de flexion mas tardio �C6, la seccion de superficie curvada 120G se extiende desde el grado de flexion �C6 hasta un grado de flexion mas tardio �C7, la seccion de superficie curvada 120H se extiende desde el grado de flexion �C7 hasta un grado de flexion mas tardio �C8, la seccion de superficie curvada 120I se extiende desde el grado de flexion �C8 hasta un grado de flexion mas tardio �C9, y la seccion de superficie curvada 120� se extiende desde el grado de flexion �C9 hasta un grado de flexion mas avanzado �3.
De acuerdo con lo analizado con anterioridad, cada una de las secciones de superficie curvada 120 se extiende a lo largo de diferentes grados de flexion. Esto es, los grados de flexion entre �2 y �C1, �C1 y �C2, entre �C2 y �C3, entre �C3 y �C4, entre �C4 y �C5, entre �C5 y �C6, entre �C6 y �C7, entre �C7 y �C8, entre �C8 y �C9, y entre �C9 y �3 son diferentes entre si. En algunas formas de realizacion, cada seccion de superficie curvada 120 subtiende un angulo que es menor que el angulo subtendido por la seccion anteriormente adyacente 120. Por ejemplo, la forma de realizacion mostrada en la FIG. 7, la seccion de superficie curvada 120A se extiende a lo largo de aproximadamente 100, la seccion de superficie curvada 120� se extiende a lo largo de aproximadamente 90, la seccion de superficie curvada 120C se extiende a lo largo de aproximadamente 80, la seccion de superficie curvada 120D se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 70, la seccion de superficie curvada 120E se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 60, la seccion de superficie curvada 120F se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 50, la seccion de superficie curvada 120G se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 40, la seccion de superficie curvada 120H se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 30, la seccion de superficie curvada 120I se extiende a lo largo de aproximadamente 20, y la seccion de superficie curvada 120� se extiende a lo largo de un angulo de aproximadamente 10.
Aunque cada seccion de superficie curvada 120 subtiende un angulo de 10, menos que la seccion anteriormente adyacente 120 en la forma de realizacion mostrada en la FIG. 7, la secciones de superficie curvada 120 pueden subtender unos angulos que sean menores que el de la seccion anteriormente adyacente 120 en una cantidad mayor de 10. Cada seccion de superficie curvada 120 puede subtender un angulo que sea mayor que el angulo subtendido en la seccion anteriormente adyacente 120. Por ejemplo, cada seccion de superficie curvada 120 puede subtender un angulo que sea mayor que el angulo subtendido por la seccion anteriormente adyacente 120 en un angulo de aproximadamente 0,50 o 10 o mas. Asi mismo, cada una de las secciones de superficie curvada 120 puede subtender angulos de diferentes tamanos. Por ejemplo, cada seccion de superficie curvada 120 puede ser mayor o menor que la superficie curvada anteriormente adyacente 120.
La forma y diseno globales de la superficie condilar 100 del componente femoral 12 han sido descritas en las lineas anteriores con respecto a un solo condilo 52, 54 del componente femoral 12. Ambos condilos 52, 54 del componente femoral 12 pueden ser simetricos y presentar similares superficies condilares 100. Los condilos 52, 54 del componente femoral 12 pueden ser asimetricos. Esto es, cada condilo 52, 54 puede presentar una superficie condilar 100 que presente las caracteristicas distintivas descritas en la presente memoria pero que sea asimetrico con respecto al otro condilo 52, 54.

Claims (7)

  1. REIVINDICACIONES
    1.- Una protesis (10) ortopedica de rodilla que comprende:
    un componente femoral (12) que presenta una superficie condilar (100) la cual comprende una pluralidad de secciones de superficies curvadas de manera que este curvada en el plano sagital, y
    un soporte tibial (14) que presenta una superficie de soporte (32) configurada para su articulacion con la superficie condilar del componente femoral,
    en la que la superficie condilar (i) contacta con la superficie de soporte en un primer punto de contacto (102) sobre la superficie condilar en un primer grado de flexion menor de aproximadamente 300, (ii) contacta con la superficie de soporte en un segundo punto de contacto (104) sobre la superficie condilar en un segundo grado de flexion mayor de aproximadamente 450, y (iii) contacta con la superficie de soporte en un tercer punto de contacto (106) sobre la superficie condilar en un tercer grado de flexion mayor que el segundo grado de flexion,
    en la que la superficie condilar en el plano sagital presenta un primer radio de curvatura (�1) en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura (�2) en el segundo punto de contacto y un tercer radio de curvatura (�3) en el tercer punto de contacto,
    caracterizada porque la superficie condilar comprende una pluralidad de secciones de superficies curvadas en el plano sagital entre el primer punto de contacto y el tercer punto de contacto, las cuales presentan unos radios de curvatura alrededor de un centro comun, presentando cada seccion de superficie curvada un radio de curvatura diferente, siendo el tercer radio de curvatura mayor que el segundo radio de curvatura en al menos 0,5 mm.
  2. 2.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 1, en la que el primer grado de flexion oscila entre 00 y 100, con preferencia aproximadamente 50, el segundo grado de flexion oscila entre 600 y 700, con preferencia aproximadamente 650 y el tercer grado de flexion oscila entre 800 y 1100, con preferencia aproximadamente 900.
  3. 3.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 1, en la que la pluralidad de secciones de superficies curvadas incluye la superficie curvada mas anterior (102), presentando el radio de curvatura (�1) de la seccion de superficie curvada mas anterior una longitud mayor que el radio de curvatura de todas las demas de la pluralidad de secciones de superficies curvadas.
  4. 4.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 3, en la que la longitud del radio de curvatura de cada seccion de superficie curvada posterior a la seccion de superficie curvada mas anterior (102) es menor que la longitud del radio de curvatura de cualquier seccion de superficie curvada anteriormente adyacente, con preferencia mediante una distancia que oscila entre 0,1 mm y 5 mm, con preferencia de 1 mm a 3 mm, por ejemplo de aproximadamente 1 mm.
  5. 5.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 1, en la que cada una de la pluralidad de secciones de superficies curvadas subtiende un angulo correspondiente, siendo cada angulo subtendido por la pluralidad de secciones de superficies curvadas aproximadamente igual.
  6. 6.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 1, en la que (i) la pluralidad de secciones de superficies curvadas incluye la seccion de superficie curvada mas anterior (102), y (ii) cada una de la pluralidad de las secciones de superficies curvadas subtiende un angulo correspondiente, siendo el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficie curvadas posterior a la seccion de superficie curvada mas anterior menor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente, con preferencia por una cantidad que oscila entre 0,50 y 50.
  7. 7.- La protesis ortopedica de rodilla de la reivindicacion 1, en la que (i) la pluralidad de secciones de superficies curvadas incluye la seccion de superficie curvada mas anterior (102), y (ii) cada una de la pluralidad de secciones de superficies curvadas subtiende un angulo correspondiente, siendo el angulo subtendido por cada una de las secciones de superficies curvadas posterior a la seccion de superficie curvada mas anterior mayor que el angulo subtendido por una seccion de superficie curvada anteriormente adyacente con preferencia con una cantidad que oscila entre 0,50 y 50.
ES09164245T 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de articulación de la rodilla. Active ES2375255T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US7712408P 2008-06-30 2008-06-30
US77124P 2008-06-30

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2375255T3 true ES2375255T3 (es) 2012-02-28

Family

ID=41531507

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES11150648T Active ES2392153T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de la articulación de la rodilla
ES09164245T Active ES2375255T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de articulación de la rodilla.

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES11150648T Active ES2392153T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de la articulación de la rodilla

Country Status (8)

Country Link
US (6) US8236061B2 (es)
EP (2) EP2324798B1 (es)
JP (1) JP5465476B2 (es)
CN (1) CN101642394B (es)
AT (1) ATE533445T1 (es)
AU (1) AU2009202631B2 (es)
DK (2) DK2324798T3 (es)
ES (2) ES2392153T3 (es)

Families Citing this family (91)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9603711B2 (en) 2001-05-25 2017-03-28 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved articular implants, designs and related guide tools
US8771365B2 (en) 2009-02-25 2014-07-08 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved orthopedic implants, designs, and related tools
US8545569B2 (en) 2001-05-25 2013-10-01 Conformis, Inc. Patient selectable knee arthroplasty devices
US8882847B2 (en) 2001-05-25 2014-11-11 Conformis, Inc. Patient selectable knee joint arthroplasty devices
US8617242B2 (en) 2001-05-25 2013-12-31 Conformis, Inc. Implant device and method for manufacture
US8556983B2 (en) 2001-05-25 2013-10-15 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved orthopedic implants, designs and related tools
US8735773B2 (en) 2007-02-14 2014-05-27 Conformis, Inc. Implant device and method for manufacture
US8480754B2 (en) 2001-05-25 2013-07-09 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved articular implants, designs and related guide tools
US6558426B1 (en) 2000-11-28 2003-05-06 Medidea, Llc Multiple-cam, posterior-stabilized knee prosthesis
CA2447694A1 (en) 2001-05-25 2002-12-05 Imaging Therapeutics, Inc. Methods and compositions for articular resurfacing
EP1555962B1 (en) 2002-10-07 2011-02-09 Conformis, Inc. Minimally invasive joint implant with 3-dimensional geometry matching the articular surfaces
CA2505371A1 (en) 2002-11-07 2004-05-27 Conformis, Inc. Methods for determining meniscal size and shape and for devising treatment
US9301845B2 (en) 2005-06-15 2016-04-05 P Tech, Llc Implant for knee replacement
JP5275812B2 (ja) 2005-12-15 2013-08-28 ジンマー,インコーポレイティド 遠位大腿膝義肢
CN101431967A (zh) 2006-03-21 2009-05-13 理查德·D·科米斯泰克 引入力矩的全关节置换假体
US8632600B2 (en) 2007-09-25 2014-01-21 Depuy (Ireland) Prosthesis with modular extensions
US8128703B2 (en) 2007-09-28 2012-03-06 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US9204967B2 (en) 2007-09-28 2015-12-08 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US8682052B2 (en) 2008-03-05 2014-03-25 Conformis, Inc. Implants for altering wear patterns of articular surfaces
WO2009140294A1 (en) 2008-05-12 2009-11-19 Conformis, Inc. Devices and methods for treatment of facet and other joints
US8192498B2 (en) 2008-06-30 2012-06-05 Depuy Products, Inc. Posterior cructiate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US9168145B2 (en) 2008-06-30 2015-10-27 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8187335B2 (en) 2008-06-30 2012-05-29 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
US8236061B2 (en) 2008-06-30 2012-08-07 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8828086B2 (en) 2008-06-30 2014-09-09 Depuy (Ireland) Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US7981159B2 (en) * 2008-07-16 2011-07-19 Depuy Products, Inc. Antero-posterior placement of axis of rotation for a rotating platform
US8078440B2 (en) 2008-09-19 2011-12-13 Smith & Nephew, Inc. Operatively tuning implants for increased performance
US9615929B2 (en) 2009-01-23 2017-04-11 Zimmer, Inc. Posterior-stabilized total knee prosthesis
EP2405865B1 (en) 2009-02-24 2019-04-17 ConforMIS, Inc. Automated systems for manufacturing patient-specific orthopedic implants and instrumentation
US8915965B2 (en) 2009-05-07 2014-12-23 Depuy (Ireland) Anterior stabilized knee implant
US11213397B2 (en) 2009-05-21 2022-01-04 Depuy Ireland Unlimited Company Prosthesis with surfaces having different textures and method of making the prosthesis
US9101476B2 (en) 2009-05-21 2015-08-11 Depuy (Ireland) Prosthesis with surfaces having different textures and method of making the prosthesis
EP2272466A1 (en) 2009-07-10 2011-01-12 Medizinische Hochschule Hannover Knee joint prosthesis and method for producing said prosthesis
EP2319460A1 (en) 2009-10-30 2011-05-11 DePuy Products, Inc. Prosthesis with cut-off pegs
EP2319462B1 (en) 2009-10-30 2013-04-03 DePuy Products, Inc. Prosthesis with composite component
DK2316384T3 (da) 2009-10-30 2013-07-01 Depuy Products Inc Protese med modulære udvidelser
EP2617392B1 (en) 2009-10-30 2014-12-24 DePuy Synthes Products, LLC Prosthesis with surfaces having different textures
EP2316382B1 (en) * 2009-10-30 2014-03-05 DePuy (Ireland) Prosthesis for cementless fixation
CA2782137A1 (en) 2009-12-11 2011-06-16 Conformis, Inc. Patient-specific and patient-engineered orthopedic implants
US8357202B2 (en) * 2009-12-22 2013-01-22 Zimmer, Gmbh J-curve for a femoral prosthesis component
US9011547B2 (en) 2010-01-21 2015-04-21 Depuy (Ireland) Knee prosthesis system
US9132014B2 (en) 2010-04-13 2015-09-15 Zimmer, Inc. Anterior cruciate ligament substituting knee implants
CA2989184C (en) 2010-07-24 2020-02-25 Zimmer, Inc. Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
WO2012018563A1 (en) 2010-07-24 2012-02-09 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis
AU2011300819B2 (en) 2010-09-10 2014-01-23 Zimmer Gmbh Femoral prothesis with medialized patellar groove
WO2012034033A1 (en) 2010-09-10 2012-03-15 Zimmer, Inc. Motion facilitating tibial components for a knee prosthesis
US8317870B2 (en) 2010-09-30 2012-11-27 Depuy Products, Inc. Tibial component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
US8287601B2 (en) 2010-09-30 2012-10-16 Depuy Products, Inc. Femoral component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
US8603101B2 (en) 2010-12-17 2013-12-10 Zimmer, Inc. Provisional tibial prosthesis system
WO2012112698A2 (en) 2011-02-15 2012-08-23 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved articular implants, procedures and tools to address, assess, correct, modify and/or accommodate anatomical variation and/or asymmetry
US8551179B2 (en) 2011-06-16 2013-10-08 Zimmer, Inc. Femoral prosthesis system having provisional component with visual indicators
US9308095B2 (en) 2011-06-16 2016-04-12 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
US8932365B2 (en) 2011-06-16 2015-01-13 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
EP2720648B8 (en) * 2011-06-16 2015-12-23 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
US9060868B2 (en) 2011-06-16 2015-06-23 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with bone compacting ridge
EP2706959B1 (en) 2011-07-13 2019-02-27 Zimmer GmbH Femoral knee prosthesis with diverging lateral condyle
CN104066402B (zh) 2011-11-18 2016-05-04 捷迈有限公司 用于膝关节假体的带有改进的关节联接特征的胫骨支撑件
WO2013077919A1 (en) 2011-11-21 2013-05-30 Zimmer, Inc. Tibial baseplate with asymmetric placement of fixation structures
WO2013115849A1 (en) 2012-01-30 2013-08-08 Zimmer, Inc. Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
CA2906631C (en) 2013-03-15 2018-05-01 Robert Craig COHEN Unicondylar tibial knee implant
US9237953B2 (en) 2013-03-15 2016-01-19 Depuy (Ireland) Mechanical assembly of pegs to prosthesis
BR112015023432A2 (pt) * 2013-03-15 2017-07-18 Conformis Inc componentes de implante de joelho estabilizados posteriormente e instrumentos
US9925052B2 (en) 2013-08-30 2018-03-27 Zimmer, Inc. Method for optimizing implant designs
US9144499B2 (en) 2013-12-17 2015-09-29 Depuy (Ireland) Low profile mobile/fixed prosthetic knee systems
US10130375B2 (en) 2014-07-31 2018-11-20 Zimmer, Inc. Instruments and methods in performing kinematically-aligned total knee arthroplasty
JP6470541B2 (ja) * 2014-10-21 2019-02-13 京セラ株式会社 人工膝関節インプラント
WO2016118753A2 (en) 2015-01-21 2016-07-28 Active Implants LLC Partial unicompartmental system for partial knee replacement
US9532845B1 (en) * 2015-08-11 2017-01-03 ITKR Software LLC Methods for facilitating individualized kinematically aligned total knee replacements and devices thereof
CN108135701B (zh) 2015-09-21 2019-12-24 捷迈有限公司 包括胫骨承载组件的假体系统
EP3355834B1 (en) 2015-09-29 2023-01-04 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis for tibia with varus resection
IT201600075924A1 (it) * 2016-07-20 2018-01-20 Augusto Magagnoli Dispositivo spaziatore modulare del corpo umano
US10179052B2 (en) 2016-07-28 2019-01-15 Depuy Ireland Unlimited Company Total knee implant prosthesis assembly and method
US11039938B2 (en) 2017-07-26 2021-06-22 Optimotion Implants LLC Modular knee prothesis
US12083027B2 (en) 2017-03-02 2024-09-10 Optimotion Implants LLC Universal femoral trial system and methods
US11406502B2 (en) 2017-03-02 2022-08-09 Optimotion Implants LLC Orthopedic implants and methods
WO2018165442A1 (en) 2017-03-10 2018-09-13 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis with tibial bearing component securing feature
WO2018208612A1 (en) 2017-05-12 2018-11-15 Zimmer, Inc. Femoral prostheses with upsizing and downsizing capabilities
AU2018203343B2 (en) 2017-05-15 2023-04-27 Howmedica Osteonics Corp. Patellofemoral implant
US10940666B2 (en) 2017-05-26 2021-03-09 Howmedica Osteonics Corp. Packaging structures and additive manufacturing thereof
US11426282B2 (en) 2017-11-16 2022-08-30 Zimmer, Inc. Implants for adding joint inclination to a knee arthroplasty
US10835380B2 (en) * 2018-04-30 2020-11-17 Zimmer, Inc. Posterior stabilized prosthesis system
US10736748B2 (en) * 2018-05-02 2020-08-11 Depuy Ireland Unlimited Company Orthopaedic prosthetic system for a hinged-knee prosthesis
WO2020185908A1 (en) * 2019-03-12 2020-09-17 DePuy Synthes Products, Inc. Orthopaedic system with medial pivoting femoral component and insert
EP3962398A4 (en) 2019-05-02 2023-01-18 DePuy Ireland Unlimited Company SYSTEM AND PROCEDURE FOR PLACEMENT OF ORTHOPEDIC IMPLANTS
WO2020225676A1 (en) 2019-05-08 2020-11-12 DePuy Synthes Products, Inc. Orthopaedic implant system with hinge
US12083020B2 (en) 2019-09-10 2024-09-10 Depuy Ireland Unlimited Company Orthopaedic knee prosthesis system and methods for using same
CN116075282A (zh) 2020-07-10 2023-05-05 德普伊爱尔兰无限公司 内侧稳定整形外科膝关节假体
US11951012B2 (en) * 2022-07-18 2024-04-09 Cossington Limited Femoral element of knee spacer
WO2024030320A1 (en) * 2022-08-02 2024-02-08 Smith & Nephew, Inc. Arthroplasty femoral implant devices

Family Cites Families (347)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB1065354A (en) 1964-04-13 1967-04-12 Gen Electric Improvements in fortification of anodized surfaces
CA962806A (en) 1970-06-04 1975-02-18 Ontario Research Foundation Surgical prosthetic device
US3765033A (en) 1971-01-19 1973-10-16 D Goldberg Prosthetic knee joint assembly with mutually slidable and rollable joint sections
US3852045A (en) 1972-08-14 1974-12-03 Battelle Memorial Institute Void metal composite material and method
GB1448818A (en) 1972-09-18 1976-09-08 Nat Res Dev Prosthetic knee joint devices
US3869731A (en) 1973-02-14 1975-03-11 Univ California Articulated two-part prosthesis replacing the knee joint
GB1550010A (en) 1976-12-15 1979-08-08 Ontario Research Foundation Surgical prosthetic device or implant having pure metal porous coating
US4081866A (en) 1977-02-02 1978-04-04 Howmedica, Inc. Total anatomical knee prosthesis
US4156943A (en) 1977-08-24 1979-06-05 Collier John P High-strength porous prosthetic device and process for making the same
US4209861A (en) 1978-02-22 1980-07-01 Howmedica, Inc. Joint prosthesis
JPH0553501B2 (es) 1978-03-10 1993-08-10 Biomedical Eng Corp
US4470158A (en) 1978-03-10 1984-09-11 Biomedical Engineering Corp. Joint endoprosthesis
CH632151A5 (de) 1978-10-06 1982-09-30 Sulzer Ag Endoprothese fuer ein kniegelenk.
US4215439A (en) 1978-10-16 1980-08-05 Zimmer, USA Semi-restraining knee prosthesis
US4257129A (en) 1979-05-21 1981-03-24 Volz Robert G Prosthetic knee joint tibial implant
US4309778A (en) 1979-07-02 1982-01-12 Biomedical Engineering Corp. New Jersey meniscal bearing knee replacement
US4340978A (en) 1979-07-02 1982-07-27 Biomedical Engineering Corp. New Jersey meniscal bearing knee replacement
US4263514A (en) 1979-09-13 1981-04-21 Hughes Aircraft Company Electron beam system
US4262368A (en) * 1979-09-24 1981-04-21 Wright Manufacturing Company Rotating and hinged knee prosthesis
US4944760A (en) 1983-10-26 1990-07-31 Pfizer Hospital Products Group, Inc. Method and instrumentation for the replacement of a knee prosthesis
US5037423A (en) 1983-10-26 1991-08-06 Pfizer Hospital Products Group, Inc. Method and instrumentation for the replacement of a knee prosthesis
US4612160A (en) 1984-04-02 1986-09-16 Dynamet, Inc. Porous metal coating process and mold therefor
SE450336B (sv) 1984-11-28 1987-06-22 Branemark Per Ingvar Ledprotes for permanent forankring i benvevnaden
US4673407A (en) 1985-02-20 1987-06-16 Martin Daniel L Joint-replacement prosthetic device
US5201766A (en) 1985-09-11 1993-04-13 Smith & Nephew Richards Inc. Prosthetic device with porous matrix and method of manufacture
US4808185A (en) 1986-02-07 1989-02-28 Penenberg Brad L Tibial prosthesis, template and reamer
JPS62205201A (ja) 1986-03-06 1987-09-09 Nippon Kokan Kk <Nkk> 焼結体の封孔処理方法
US4714474A (en) 1986-05-12 1987-12-22 Dow Corning Wright Corporation Tibial knee joint prosthesis with removable articulating surface insert
US4963152A (en) 1986-10-27 1990-10-16 Intermedics Orthopedics, Inc. Asymmetric prosthetic tibial component
US4822362A (en) 1987-05-19 1989-04-18 Walker Peter S Process and apparatus for tibial plateau compenent
FR2621243A1 (fr) 1987-10-06 1989-04-07 Cuilleron J Prothese totale du genou
US4795468A (en) 1987-12-23 1989-01-03 Zimmer, Inc. Mechanism and method for locking a bearing insert to the base of a prosthetic implant
US4888021A (en) 1988-02-02 1989-12-19 Joint Medical Products Corporation Knee and patellar prosthesis
US5011496A (en) 1988-02-02 1991-04-30 Joint Medical Products Corporation Prosthetic joint
US4950298A (en) 1988-04-08 1990-08-21 Gustilo Ramon B Modular knee joint prosthesis
US4944757A (en) 1988-11-07 1990-07-31 Martinez David M Modulator knee prosthesis system
US5007933A (en) 1989-01-31 1991-04-16 Osteonics Corp. Modular knee prosthesis system
US4990163A (en) 1989-02-06 1991-02-05 Trustees Of The University Of Pennsylvania Method of depositing calcium phosphate cermamics for bone tissue calcification enhancement
US4938769A (en) 1989-05-31 1990-07-03 Shaw James A Modular tibial prosthesis
GB8912682D0 (en) 1989-06-02 1989-07-19 Thackray Chas F Improvements in and relating to knee prosthesis
US5171283A (en) 1989-07-11 1992-12-15 Biomedical Engineering Trust Compound shape rotating bearing
FR2653992B1 (fr) 1989-11-09 1998-01-23 Richard Berakassa Prothese totale du genou a glissement.
US5019103A (en) 1990-02-05 1991-05-28 Boehringer Mannheim Corporation Tibial wedge system
US5147405A (en) 1990-02-07 1992-09-15 Boehringer Mannheim Corporation Knee prosthesis
GB9005496D0 (en) 1990-03-12 1990-05-09 Howmedica Tibial component for a replacement knee prosthesis and total knee prosthesis incorporating such a component
US5358531A (en) 1990-06-12 1994-10-25 British Technology Group Limited Prosthetic knee joint devices
US5116375A (en) 1990-08-27 1992-05-26 Hofmann Aaron A Knee prosthesis
US5104410A (en) 1990-10-22 1992-04-14 Intermedics Orthopedics, Inc Surgical implant having multiple layers of sintered porous coating and method
US5071438A (en) 1990-11-07 1991-12-10 Intermedics Orthopedics, Inc. Tibial prothesis with pivoting articulating surface
EP0510178B1 (en) 1990-11-14 1998-02-25 Arch Development Corporation Improved floating bearing prosthetic knee
EP0495340A1 (de) 1991-01-18 1992-07-22 Gebrüder Sulzer Aktiengesellschaft Modularer Bausatz für den Tibiateil einer Kniegelenkprothese
GB9314839D0 (en) 1993-07-16 1993-09-01 Walker Peter S Prosthesis for knee replacement
GB9102348D0 (en) 1991-02-04 1991-03-20 Inst Of Orthopaedics The Prosthesis for knee replacement
US5609639A (en) 1991-02-04 1997-03-11 Walker; Peter S. Prosthesis for knee replacement
GB9102633D0 (en) 1991-02-07 1991-03-27 Finsbury Instr Ltd Knee prosthesis
US5236461A (en) 1991-03-22 1993-08-17 Forte Mark R Totally posterior stabilized knee prosthesis
US5358527A (en) 1991-03-22 1994-10-25 Forte Mark R Total knee prosthesis with resurfacing and posterior stabilization capability
US5108442A (en) 1991-05-09 1992-04-28 Boehringer Mannheim Corporation Prosthetic implant locking assembly
US5395401A (en) 1991-06-17 1995-03-07 Bahler; Andre Prosthetic device for a complex joint
US5133758A (en) 1991-09-16 1992-07-28 Research And Education Institute, Inc. Harbor-Ucla Medical Center Total knee endoprosthesis with fixed flexion-extension axis of rotation
US5258044A (en) 1992-01-30 1993-11-02 Etex Corporation Electrophoretic deposition of calcium phosphate material on implants
US5330534A (en) 1992-02-10 1994-07-19 Biomet, Inc. Knee joint prosthesis with interchangeable components
US5236457A (en) 1992-02-27 1993-08-17 Zimmer, Inc. Method of making an implant having a metallic porous surface
US5282861A (en) 1992-03-11 1994-02-01 Ultramet Open cell tantalum structures for cancellous bone implants and cell and tissue receptors
US5496372A (en) 1992-04-17 1996-03-05 Kyocera Corporation Hard tissue prosthesis including porous thin metal sheets
NZ243181A (en) 1992-04-23 1994-10-26 Michael John Pappas Prosthetic joint with guide means to limit articulation of a first element and bearing means to two degrees of freedom
FR2692475B1 (fr) 1992-06-19 2000-04-21 Montpellier Chirurgie Prothese totale du genou.
US5824102A (en) 1992-06-19 1998-10-20 Buscayret; Christian Total knee prosthesis
US5271737A (en) 1992-09-04 1993-12-21 U.S. Medical Products, Inc. Tibial prosthetic implant with offset stem
US5344460A (en) 1992-10-30 1994-09-06 Encore Orthopedics, Inc. Prosthesis system
US5658342A (en) 1992-11-16 1997-08-19 Arch Development Stabilized prosthetic knee
US5309639A (en) 1992-11-23 1994-05-10 The Timken Company Method of making a machine component with lubricated wear surface
US5251468A (en) 1992-12-14 1993-10-12 Zimmer, Inc. Method of surface finishing orthopaedic implant devices using a bioactive blasting medium
US5413604A (en) 1992-12-24 1995-05-09 Osteonics Corp. Prosthetic knee implant for an anterior cruciate ligament deficient total knee replacement
US5370699A (en) 1993-01-21 1994-12-06 Orthomet, Inc. Modular knee joint prosthesis
US5344494A (en) 1993-01-21 1994-09-06 Smith & Nephew Richards, Inc. Method for cleaning porous and roughened surfaces on medical implants
US5344461A (en) 1993-02-12 1994-09-06 Zimmer, Inc. Modular implant provisional
US5308556A (en) 1993-02-23 1994-05-03 Corning Incorporated Method of making extrusion dies from powders
DE4308563A1 (de) 1993-03-18 1994-09-22 Alphanorm Medizintechnik Gmbh Kniegelenkprothese
GB9310193D0 (en) 1993-05-18 1993-06-30 Walker Peter S Knee prosthesis with femoral,tibial conformity
US5414049A (en) 1993-06-01 1995-05-09 Howmedica Inc. Non-oxidizing polymeric medical implant
US5368881A (en) 1993-06-10 1994-11-29 Depuy, Inc. Prosthesis with highly convoluted surface
US5405396A (en) 1993-07-01 1995-04-11 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis
GB9314832D0 (en) 1993-07-16 1993-09-01 Walker Peter S Prostheses for knee replacement
DE59408909D1 (de) 1993-10-13 1999-12-16 Ciba Sc Holding Ag Neue Fluoreszenzfarbstoffe
US5549686A (en) 1994-06-06 1996-08-27 Zimmer, Inc. Knee prosthesis having a tapered cam
SE504971C2 (sv) 1994-07-11 1997-06-02 Sandvik Ab Sågsvärd med vätskeutsprutning
US5755803A (en) 1994-09-02 1998-05-26 Hudson Surgical Design Prosthetic implant
GB9418492D0 (en) 1994-09-14 1994-11-02 Goodfellow John W Prosthetic knee joint device
US5571194A (en) 1994-11-14 1996-11-05 Johnson & Johnson Professional, Inc. Femoral augmentation system for artificial knee joint
US5458637A (en) 1994-11-21 1995-10-17 Zimmer, Inc. Orthopaedic base component with modular augmentation block
US5702458A (en) 1994-12-09 1997-12-30 New York Society For The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Joint prosthesis
US5824096A (en) 1994-12-12 1998-10-20 Biomedical Engineering Trust I Hinged knee prosthesis with condylar bearing
CA2166450C (en) 1995-01-20 2008-03-25 Ronald Salovey Chemically crosslinked ultrahigh molecular weight polyethylene for artificial human joints
AUPN089495A0 (en) 1995-02-03 1995-03-02 Denupo Pty. Ltd. Knee prosthesis
US5639279A (en) 1995-02-09 1997-06-17 Intermedics Orthopedics, Inc. Posteriorly-stabilized prosthetic knee
US5609643A (en) 1995-03-13 1997-03-11 Johnson & Johnson Professional, Inc. Knee joint prosthesis
US5683468A (en) 1995-03-13 1997-11-04 Pappas; Michael J. Mobile bearing total joint replacement
US5984969A (en) 1995-06-01 1999-11-16 Johnson & Johnson Professional, Inc. Joint prosthesis augmentation system
AU701181B2 (en) 1995-06-01 1999-01-21 Depuy Orthopaedics, Inc. Augmentation device for joint prostheses
DE19529824A1 (de) 1995-08-14 1997-02-20 Bodo Gnutzmann Bikondyläre Knie-Endoprothese
US5871546A (en) 1995-09-29 1999-02-16 Johnson & Johnson Professional, Inc. Femoral component condyle design for knee prosthesis
US5776201A (en) 1995-10-02 1998-07-07 Johnson & Johnson Professional, Inc. Modular femoral trial system
WO1997021393A1 (en) 1995-12-08 1997-06-19 Calcitek, Inc. Dental implant having multiple tectured surfaces
US5658344A (en) 1995-12-29 1997-08-19 Johnson & Johnson Professional, Inc. Tibial insert reinforcement pin
US5843289A (en) 1996-01-22 1998-12-01 Etex Corporation Surface modification of medical implants
US5879400A (en) 1996-02-13 1999-03-09 Massachusetts Institute Of Technology Melt-irradiated ultra high molecular weight polyethylene prosthetic devices
US5702463A (en) 1996-02-20 1997-12-30 Smith & Nephew Inc. Tibial prosthesis with polymeric liner and liner insertion/removal instrument
US5702464A (en) 1996-02-20 1997-12-30 Smith & Nephew Inc. Modular trial tibial insert
US5681354A (en) 1996-02-20 1997-10-28 Board Of Regents, University Of Colorado Asymmetrical femoral component for knee prosthesis
US5871543A (en) 1996-02-23 1999-02-16 Hofmann; Aaron A. Tibial prosthesis with mobile bearing member
HU219444B (hu) 1996-02-26 2001-04-28 Gábor Krakovits Felületpótló térdprotézis
GB9611059D0 (en) 1996-05-28 1996-07-31 Howmedica Tibial element for a replacement knee prosthesis
US6228900B1 (en) 1996-07-09 2001-05-08 The Orthopaedic Hospital And University Of Southern California Crosslinking of polyethylene for low wear using radiation and thermal treatments
US5964808A (en) 1996-07-11 1999-10-12 Wright Medical Technology, Inc. Knee prosthesis
US5765095A (en) 1996-08-19 1998-06-09 Smith International, Inc. Polycrystalline diamond bit manufacturing
US5906644A (en) 1996-08-30 1999-05-25 Powell; Douglas Hunter Adjustable modular orthopedic implant
DK0927010T3 (da) 1996-09-11 2003-02-10 Plus Endoprothetik Ag Tibia-del af en knæledsendoprotese
US6004351A (en) 1996-09-14 1999-12-21 Mizuho Ika Kogyo Kabushiki Kaisha Prosthetic knee joint
US6017975A (en) 1996-10-02 2000-01-25 Saum; Kenneth Ashley Process for medical implant of cross-linked ultrahigh molecular weight polyethylene having improved balance of wear properties and oxidation resistance
US5824100A (en) 1996-10-30 1998-10-20 Osteonics Corp. Knee prosthesis with increased balance and reduced bearing stress
US5755800A (en) 1996-12-23 1998-05-26 Johnson & Johnson Professional, Inc. Modular joint prosthesis augmentation system
US5766257A (en) 1997-01-28 1998-06-16 Implant Manufacturing And Testing Corporation Artificial joint having natural load transfer
GB2323034B (en) 1997-03-13 2001-07-25 Zimmer Ltd Prosthesis for knee replacement
US6210612B1 (en) 1997-03-31 2001-04-03 Pouvair Corporation Method for the manufacture of porous ceramic articles
GB9707717D0 (en) 1997-04-16 1997-06-04 Walker Peter S Knee prosthesis having guide surfaces for control of anterior-posterior translation
US6059949A (en) 1997-04-23 2000-05-09 Cerel (Ceramic Technologies) Ltd. Method of electrophoretic deposition of ceramic bodies for use in manufacturing dental appliances
US5824103A (en) 1997-05-12 1998-10-20 Howmedica Inc. Tibial prosthesis
US6139581A (en) 1997-06-06 2000-10-31 Depuy Orthopaedics, Inc. Posterior compensation tibial tray
US5976147A (en) 1997-07-11 1999-11-02 Johnson & Johnson Professional, Inc Modular instrumentation for bone preparation and implant trial reduction of orthopedic implants
US6039764A (en) 1997-08-18 2000-03-21 Arch Development Corporation Prosthetic knee with adjusted center of internal/external rotation
US6123728A (en) 1997-09-17 2000-09-26 Smith & Nephew, Inc. Mobile bearing knee prosthesis
FR2768613B1 (fr) 1997-09-23 1999-12-17 Tornier Sa Prothese de genou a plateau rotatoire
US6010534A (en) 1997-09-25 2000-01-04 Johnson & Johnson Professional, Inc. Rotatable tibial prosthesis with keyed axial securement
US5951603A (en) 1997-09-25 1999-09-14 Johnson & Johnson Professional, Inc. Rotatable joint prosthesis with axial securement
US6053945A (en) 1997-09-25 2000-04-25 Johnson & Johnson Professional, Inc. Joint prosthesis having controlled rotation
US6206926B1 (en) 1997-10-06 2001-03-27 Biomedical Engineering Trust I Prosthetic knee joint with enhanced posterior stabilization and dislocation prevention features
FR2769495B1 (fr) 1997-10-14 1999-12-31 Michel Timoteo Prothese de genou
US6325828B1 (en) 1997-12-02 2001-12-04 Rose Biomedical Research Apparatus for knee prosthesis
US5957979A (en) 1997-12-12 1999-09-28 Bristol-Myers Squibb Company Mobile bearing knee with metal on metal interface
FR2772259B1 (fr) 1997-12-12 2000-03-03 Tornier Sa Perfectionnements apportes aux protheses totales de genou comportant un element femoral et un plateau tibial
US6135857A (en) 1998-03-02 2000-10-24 General Electric Company Method for surface enhancement by fluid jet impact
US6123729A (en) 1998-03-10 2000-09-26 Bristol-Myers Squibb Company Four compartment knee
FR2776919B1 (fr) 1998-04-02 2000-09-15 Beguec Pierre Le Prothese totale de genou a charniere
US6090144A (en) 1998-05-12 2000-07-18 Letot; Patrick Synthetic knee system
JP4115625B2 (ja) 1998-05-13 2008-07-09 デピュイ・オーソピーディックス・インコーポレイテッド 調節可能なキール部を有する脛骨トレイ
US6428577B1 (en) 1998-05-20 2002-08-06 Smith & Nephew, Inc. Mobile bearing knee prosthesis
US6660039B1 (en) 1998-05-20 2003-12-09 Smith & Nephew, Inc. Mobile bearing knee prosthesis
US6126692A (en) 1998-06-25 2000-10-03 New York Society For The Relief Of The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Retaining mechanism for a modular tibial component of a knee prosthesis
FR2780636B1 (fr) 1998-07-06 2000-10-06 Merck Biomaterial France Prothese de genou modulable
US6080195A (en) 1998-07-08 2000-06-27 Johnson & Johnson Professional, Inc. Rotatable and translatable joint prosthesis with posterior stabilization
EP0978261B1 (en) 1998-08-05 2003-11-26 Biomedical Engineering Trust I Knee joint prosthesis with spinout prevention
US6443991B1 (en) 1998-09-21 2002-09-03 Depuy Orthopaedics, Inc. Posterior stabilized mobile bearing knee
US6152960A (en) 1998-10-13 2000-11-28 Biomedical Engineering Trust I Femoral component for knee endoprosthesis
US6280476B1 (en) 1998-10-16 2001-08-28 Biomet Inc. Hip joint prosthesis convertible in vivo to a modular prosthesis
US6500208B1 (en) 1998-10-16 2002-12-31 Biomet, Inc. Nonmodular joint prosthesis convertible in vivo to a modular prosthesis
FR2787012A1 (fr) 1998-12-11 2000-06-16 Bex Anne Marie Endo-prothese de genou
US6042780A (en) 1998-12-15 2000-03-28 Huang; Xiaodi Method for manufacturing high performance components
US6623526B1 (en) 1999-01-08 2003-09-23 Corin Limited Knee prosthesis
US6123896A (en) 1999-01-29 2000-09-26 Ceracon, Inc. Texture free ballistic grade tantalum product and production method
US6361564B1 (en) 1999-02-02 2002-03-26 Aesculap Total knee joint comprising an insert movable relative to a tenon
US6972039B2 (en) 1999-03-01 2005-12-06 Biomet, Inc. Floating bearing knee joint prosthesis with a fixed tibial post
US7341602B2 (en) 1999-05-10 2008-03-11 Fell Barry M Proportioned surgically implantable knee prosthesis
US6245276B1 (en) 1999-06-08 2001-06-12 Depuy Orthopaedics, Inc. Method for molding a cross-linked preform
US6319283B1 (en) 1999-07-02 2001-11-20 Bristol-Myers Squibb Company Tibial knee component with a mobile bearing
FR2796836B1 (fr) 1999-07-26 2002-03-22 Michel Bercovy Nouvelle prothese du genou
WO2001019556A1 (de) 1999-09-14 2001-03-22 Stratec Medical Ag Gemisch aus zwei teilchen-phasen zur herstellung eines bei höheren temperaturen sinterfähigen grünlings
US6620198B2 (en) 1999-10-07 2003-09-16 Exactech, Inc. Composite bearing inserts for total knee joints
US6210444B1 (en) 1999-10-26 2001-04-03 Bristol-Myers Squibb Company Tibial knee component with a mobile bearing
US6217618B1 (en) 1999-10-26 2001-04-17 Bristol-Myers Squibb Company Tibial knee component with a mobile bearing
US6210445B1 (en) 1999-10-26 2001-04-03 Bristol-Myers Squibb Company Tibial knee component with a mobile bearing
US6379388B1 (en) 1999-12-08 2002-04-30 Ortho Development Corporation Tibial prosthesis locking system and method of repairing knee joint
US6702821B2 (en) 2000-01-14 2004-03-09 The Bonutti 2003 Trust A Instrumentation for minimally invasive joint replacement and methods for using same
US7635390B1 (en) 2000-01-14 2009-12-22 Marctec, Llc Joint replacement component having a modular articulating surface
US7104996B2 (en) 2000-01-14 2006-09-12 Marctec. Llc Method of performing surgery
US6770078B2 (en) 2000-01-14 2004-08-03 Peter M. Bonutti Movable knee implant and methods therefor
FR2805455B1 (fr) 2000-02-24 2002-04-19 Aesculap Sa Composant femoral d'une prothese du genou a trois rayons de courbure
US6491726B2 (en) 2000-03-08 2002-12-10 Biomedical Engineering Trust I Posterior stabilized prosthetic knee replacement with bearing translation and dislocation prevention features
US6475241B2 (en) 2000-03-13 2002-11-05 Biomedical Engineering Trust I Posterior stabilized knee replacement with bearing translation for knees with retained collateral ligaments
DE60137212D1 (de) 2000-04-27 2009-02-12 Orthopaedic Hospital Oxidationsbeständige und abriebfeste polyethylene fur menschlichen gelenkersatz und verfahren zu deren herstellung
US7678151B2 (en) 2000-05-01 2010-03-16 Ek Steven W System and method for joint resurface repair
US7618462B2 (en) 2000-05-01 2009-11-17 Arthrosurface Incorporated System and method for joint resurface repair
FR2809302B1 (fr) 2000-05-23 2003-03-21 Didier Baert Implants orthopediques et plus particulierement des protheses du genou
GB0017148D0 (en) 2000-07-12 2000-08-30 Isis Innovation An improved bone-implant prosthesis
FR2812540B1 (fr) 2000-08-01 2002-10-31 Jean Manuel Aubaniac Prothese bicompartimentale du genou
US6558426B1 (en) 2000-11-28 2003-05-06 Medidea, Llc Multiple-cam, posterior-stabilized knee prosthesis
US6494914B2 (en) 2000-12-05 2002-12-17 Biomet, Inc. Unicondylar femoral prosthesis and instruments
US6503280B2 (en) 2000-12-26 2003-01-07 John A. Repicci Prosthetic knee and method of inserting
US6942670B2 (en) 2000-12-27 2005-09-13 Depuy Orthopaedics, Inc. Prosthesis evaluation assembly and associated method
JPWO2002056513A1 (ja) 2000-12-27 2004-05-20 富士通株式会社 パスエラー監視方法及びその装置
DE20100962U1 (de) 2001-01-19 2001-05-03 KERAMED Medizintechnik GmbH, 07646 Mörsdorf Inlay für eine Knie-Endoprothese
US6645251B2 (en) 2001-01-22 2003-11-11 Smith & Nephew, Inc. Surfaces and processes for wear reducing in orthopaedic implants
US6773461B2 (en) 2001-01-29 2004-08-10 Zimmer Technology, Inc. Constrained prosthetic knee with rotating bearing
US6719800B2 (en) 2001-01-29 2004-04-13 Zimmer Technology, Inc. Constrained prosthetic knee with rotating bearing
US6485519B2 (en) 2001-01-29 2002-11-26 Bristol-Myers Squibb Company Constrained prosthetic knee with rotating bearing
US20020120340A1 (en) 2001-02-23 2002-08-29 Metzger Robert G. Knee joint prosthesis
US7597715B2 (en) 2005-04-21 2009-10-06 Biomet Manufacturing Corp. Method and apparatus for use of porous implants
US6797005B2 (en) 2001-02-28 2004-09-28 Biomedical Engineering Trust Deep flexion posterior stabilized knee replacement with bearing translation
US6524522B2 (en) 2001-03-07 2003-02-25 Advanced Ceramics Research, Inc. Method for preparation of metallic foam products and products made
US6852272B2 (en) 2001-03-07 2005-02-08 Advanced Ceramics Research, Inc. Method for preparation of metallic and ceramic foam products and products made
ATE353200T1 (de) 2001-03-26 2007-02-15 Zimmer Gmbh Knieprothese
US6569202B2 (en) 2001-04-02 2003-05-27 Whiteside Biomechanics, Inc. Tray and liner for joint replacement system
JP4476548B2 (ja) 2001-04-17 2010-06-09 イグザクテック・インコーポレイテッド 人工膝関節
EP1252869A1 (de) 2001-04-25 2002-10-30 Waldemar Link (GmbH &amp; Co.) Knieprothese mit Rotationslager
US7776085B2 (en) 2001-05-01 2010-08-17 Amedica Corporation Knee prosthesis with ceramic tibial component
ES2424614T3 (es) 2001-05-01 2013-10-07 Amedica Corporation Injerto óseo radiolúcido
US6589283B1 (en) 2001-05-15 2003-07-08 Biomet, Inc. Elongated femoral component
US6482209B1 (en) 2001-06-14 2002-11-19 Gerard A. Engh Apparatus and method for sculpting the surface of a joint
US6630101B2 (en) 2001-08-16 2003-10-07 Keystone Investment Corporation Method for producing powder metal gears
US6660224B2 (en) 2001-08-16 2003-12-09 National Research Council Of Canada Method of making open cell material
US7708741B1 (en) 2001-08-28 2010-05-04 Marctec, Llc Method of preparing bones for knee replacement surgery
US7326274B2 (en) 2001-10-18 2008-02-05 Praxis Powder Technology, Inc. Binder compositions and methods for binder assisted forming
GB0126467D0 (en) 2001-11-03 2002-01-02 Accentus Plc Deposition of coatings on substrates
FR2831794B1 (fr) 2001-11-05 2004-02-13 Depuy France Procede de selection d'elements de prothese de genou et dispositif pour sa mise en oeuvre
DE10161827A1 (de) 2001-12-15 2003-06-26 Dot Gmbh Verfahren zur Beschichtung eines Substrats mit Calciumphosphat
ATE337760T1 (de) 2001-12-21 2006-09-15 Smith & Nephew Inc Drehbares gelenksystem
US6669618B2 (en) 2001-12-21 2003-12-30 The Procter & Gamble Company Method of dynamically pre-fastening a disposable absorbent article having a slot-and-tab fastening system
DE10200263B4 (de) 2002-01-07 2007-01-25 Plus Orthopedics Ag Tibiakomponente einer Kniegelenkendoprothese
GB0201149D0 (en) 2002-01-18 2002-03-06 Finsbury Dev Ltd Prosthesis
FR2835178B1 (fr) 2002-01-31 2004-12-03 Jacques Marie Rousseau Ensemble prothetique tibial pour prothese du genou a glissement
US7458991B2 (en) 2002-02-08 2008-12-02 Howmedica Osteonics Corp. Porous metallic scaffold for tissue ingrowth
FR2835738B1 (fr) 2002-02-14 2004-10-01 Jacques Afriat Prothese totale du genou
GB0204381D0 (en) 2002-02-26 2002-04-10 Mcminn Derek J W Knee prosthesis
US6923832B1 (en) 2002-03-21 2005-08-02 Trigon Incorporated Revision tibial component
DE10220591B4 (de) 2002-05-08 2004-03-18 Mathys Medizinaltechnik Ag Gelenkprothese mit Zwischenelement mit unterschiedlichen Krümmungsradien
US7048741B2 (en) 2002-05-10 2006-05-23 Swanson Todd V Method and apparatus for minimally invasive knee arthroplasty
DE10224671C1 (de) 2002-06-03 2003-10-16 Forschungszentrum Juelich Gmbh Verfahren zur endkonturnahen Herstellung von hochporösen metallischen Formkörpern
US20040002767A1 (en) 2002-06-28 2004-01-01 Joseph Wyss Modular knee joint prosthesis
US7070622B1 (en) 2002-07-03 2006-07-04 Biomet, Inc. Prosthesis having a modular soft tissue fixation mechanism
US6827739B2 (en) 2002-08-26 2004-12-07 Zimmer Technology, Inc. Easily assembled provisional orthopaedic implant
US6905513B1 (en) 2002-08-30 2005-06-14 Biomet, Inc. Knee prosthesis with graft ligaments
US7175665B2 (en) 2002-09-09 2007-02-13 Depuy Products, Inc. Universal tibial augment
US6770099B2 (en) 2002-11-19 2004-08-03 Zimmer Technology, Inc. Femoral prosthesis
US6976999B2 (en) 2002-11-19 2005-12-20 Zimmer Technology, Inc. Prosthetic device and method of making the same
US20040102852A1 (en) 2002-11-22 2004-05-27 Johnson Erin M. Modular knee prosthesis
ES2465090T3 (es) 2002-12-20 2014-06-05 Smith & Nephew, Inc. Prótesis de rodilla de altas prestaciones
US7160330B2 (en) 2003-01-21 2007-01-09 Howmedica Osteonics Corp. Emulating natural knee kinematics in a knee prosthesis
US8361295B2 (en) 2003-01-24 2013-01-29 Ezelleron Gmbh Method for producing metallic moulded bodies comprising a ceramic layer, metallic moulded body, and the use of the same
US7033397B2 (en) 2003-02-03 2006-04-25 Zimmer Technology, Inc. Mobile bearing unicondylar tibial knee prosthesis
US8105386B2 (en) 2003-02-04 2012-01-31 Zimmer, Inc. Rotating/non-rotating tibia base plate/insert system
ES2304601T3 (es) 2003-02-08 2008-10-16 Depuy International Limited Protesis de articulacion de rodilla.
US20040167632A1 (en) 2003-02-24 2004-08-26 Depuy Products, Inc. Metallic implants having roughened surfaces and methods for producing the same
WO2004093747A1 (en) 2003-04-02 2004-11-04 Ortho Development Corporation Tibial augment connector
US6986791B1 (en) 2003-04-15 2006-01-17 Biomet Manufacturing Corp. Knee prosthesis with moveable post
FR2854060B1 (fr) 2003-04-24 2006-02-24 Aesculap Sa Prothese postero-stabilisee a plot tibial anti-basculement
FR2854792B1 (fr) 2003-05-12 2005-09-09 Tornier Sa Jeu d'elements prothetiques pour un ensemble prothetique tibial
US7081137B1 (en) 2003-06-23 2006-07-25 Howmedica Osteonics Corp. Knee prosthesis with extended range of motion
JP4451881B2 (ja) 2003-07-17 2010-04-14 エグザクテック,インコーポレイティド 可動軸受人工膝関節
US7708782B2 (en) 2003-07-17 2010-05-04 Exactech, Inc. Mobile bearing knee prosthesis
US7094259B2 (en) 2003-07-24 2006-08-22 Samih Tarabichi Physiological total knee implant
AU2004259762A1 (en) 2003-07-24 2005-02-03 Tecomet, Inc. Assembled non-random foams
US20050143832A1 (en) 2003-10-17 2005-06-30 Carson Christopher P. High flexion articular insert
US7261740B2 (en) 2003-10-29 2007-08-28 Wright Medical Technology, Inc. Tibial knee prosthesis
US20050100578A1 (en) 2003-11-06 2005-05-12 Schmid Steven R. Bone and tissue scaffolding and method for producing same
US7427296B2 (en) 2003-11-14 2008-09-23 Richard Parker Evans Total knee joint mold and methods
US7001672B2 (en) 2003-12-03 2006-02-21 Medicine Lodge, Inc. Laser based metal deposition of implant structures
WO2005072657A1 (en) 2004-01-23 2005-08-11 Massachusetts General Hospital Anterior cruciate ligament substituting knee replacement prosthesis
DE202004003133U1 (de) 2004-02-26 2004-07-29 Aap Implantate Ag Gelenkersatz-Tibiaplateau
US7753960B2 (en) 2004-02-26 2010-07-13 Omni Life Science, Inc. Modular knee prosthesis
US7608079B1 (en) 2004-03-05 2009-10-27 Biomet Manufacturing Corp. Unicondylar knee apparatus and system
EP1574185B1 (en) 2004-03-09 2012-05-23 Zimmer Technology, Inc. Tibial knee component with a mobile bearing
US20050203632A1 (en) 2004-03-09 2005-09-15 Daniels Michael E. Tibial implant with a through post
WO2005087125A2 (en) 2004-03-10 2005-09-22 Depuy International Ltd Orthopaedic operating systems, methods, implants and instruments
JP3915989B2 (ja) 2004-03-17 2007-05-16 徹 勝呂 人工膝関節
US7731755B2 (en) 2004-06-11 2010-06-08 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized mobile bearing knee
US8500843B2 (en) 2004-07-02 2013-08-06 Praxis Powder Technology, Inc. Controlled porosity article
US7674426B2 (en) 2004-07-02 2010-03-09 Praxis Powder Technology, Inc. Porous metal articles having a predetermined pore character
US7160329B2 (en) 2004-12-01 2007-01-09 Mayo Foundation For Medical Research And Education Radial-capitellar implant
US7776044B2 (en) 2004-12-21 2010-08-17 Zimmer Technology, Inc. Tibial tray inserter
US7214151B1 (en) 2004-12-22 2007-05-08 J Debeer & Son, Inc. Lacrosse head with cushioned sidewalls
CN100469337C (zh) 2005-01-11 2009-03-18 郑诚功 改良构造的人工膝关节
US20060178749A1 (en) 2005-02-10 2006-08-10 Zimmer Technology, Inc. Modular porous implant
US7578850B2 (en) 2005-04-18 2009-08-25 Uni-Knee, Llc Unicondylar knee implant
US8021432B2 (en) 2005-12-05 2011-09-20 Biomet Manufacturing Corp. Apparatus for use of porous implants
US8066778B2 (en) 2005-04-21 2011-11-29 Biomet Manufacturing Corp. Porous metal cup with cobalt bearing surface
US20060257358A1 (en) 2005-05-13 2006-11-16 Depuy Products, Inc. Suspension of calcium phosphate particulates for local delivery of therapeutic agents
US7357817B2 (en) 2005-05-19 2008-04-15 Howmedica Osteonics Corp. Modular keel tibial component
EP1726320A1 (en) 2005-05-26 2006-11-29 Doxa AB Coated implant system with chemically bonded ceramic material
CN1872009A (zh) 2005-05-30 2006-12-06 贝特曼医疗技术有限公司 多功能支撑人工关节
US7368065B2 (en) 2005-06-23 2008-05-06 Depuy Products, Inc. Implants with textured surface and methods for producing the same
US7561696B2 (en) 2005-07-12 2009-07-14 Microsoft Corporation Delivering policy updates for protected content
DE102005044044B3 (de) 2005-09-14 2007-06-14 Hjs Gelenk System Gmbh Vorrichtung und Verfahren zur Bestimmung und Einstellung der optimalen Relativposition einer Funktionsfläche und dementsprechend gestalteten Implantat-Komponenten eines künstlichen Gelenkes
US20070078521A1 (en) 2005-09-30 2007-04-05 Depuy Products, Inc. Aluminum oxide coated implants and components
EP1779812A1 (en) 2005-10-26 2007-05-02 Etervind AB An osseointegration implant
AU2006308865B2 (en) 2005-10-31 2012-10-25 Depuy Products, Inc. Modular fixed and mobile bearing prosthesis system
US8211181B2 (en) 2005-12-14 2012-07-03 New York University Surface guided knee replacement
US7635447B2 (en) 2006-02-17 2009-12-22 Biomet Manufacturing Corp. Method and apparatus for forming porous metal implants
US7771484B2 (en) 2006-02-28 2010-08-10 Howmedica Osteonics Corp. Modular tibial implant
AU2006339993A1 (en) 2006-03-14 2007-09-20 Mako Surgical Corp. Prosthetic device and system and method for implanting prosthetic device
CN101431967A (zh) 2006-03-21 2009-05-13 理查德·D·科米斯泰克 引入力矩的全关节置换假体
GB0607544D0 (en) 2006-04-13 2006-05-24 Pinskerova Vera Knee prothesis
US7658767B2 (en) * 2006-06-30 2010-02-09 Depuy Products, Inc. Hinged orthopaedic prosthesis
US7842093B2 (en) 2006-07-18 2010-11-30 Biomet Manufacturing Corp. Method and apparatus for a knee implant
US7875081B2 (en) 2006-09-25 2011-01-25 New York Society For The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Posterior stabilized knee prosthesis
US20080091272A1 (en) 2006-10-13 2008-04-17 Aram Luke J Mobile/fixed prosthetic knee systems
US7740662B2 (en) 2006-10-13 2010-06-22 Depuy Products, Inc. Mobile/fixed prosthetic knee systems
US20080161927A1 (en) 2006-10-18 2008-07-03 Warsaw Orthopedic, Inc. Intervertebral Implant with Porous Portions
US7947082B2 (en) 2006-11-09 2011-05-24 Consensus Orthopedics, Inc. System and method for joint arthroplasty
GB2443797A (en) 2006-11-16 2008-05-21 Biomet Uk Ltd Prosthesis
US8187280B2 (en) 2007-10-10 2012-05-29 Biomet Manufacturing Corp. Knee joint prosthesis system and method for implantation
US8313530B2 (en) 2007-02-12 2012-11-20 Jmea Corporation Total knee arthroplasty system
US20080199720A1 (en) 2007-02-21 2008-08-21 Depuy Products, Inc. Porous metal foam structures and methods
US20080206297A1 (en) 2007-02-28 2008-08-28 Roeder Ryan K Porous composite biomaterials and related methods
DE102007037154B4 (de) 2007-08-07 2011-05-19 Aequos Endoprothetik Gmbh Künstliches Gelenk und ein zu diesem Einsatz bestimmtes Gelenkteil
US20100042225A1 (en) 2007-08-27 2010-02-18 Vladimir Shur Knee prosthesis
US8366783B2 (en) 2007-08-27 2013-02-05 Samuelson Kent M Systems and methods for providing deeper knee flexion capabilities for knee prosthesis patients
US8470047B2 (en) 2007-09-25 2013-06-25 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis
US8715359B2 (en) 2009-10-30 2014-05-06 Depuy (Ireland) Prosthesis for cemented fixation and method for making the prosthesis
US8632600B2 (en) 2007-09-25 2014-01-21 Depuy (Ireland) Prosthesis with modular extensions
US20110035017A1 (en) 2007-09-25 2011-02-10 Depuy Products, Inc. Prosthesis with cut-off pegs and surgical method
US8128703B2 (en) 2007-09-28 2012-03-06 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US7628818B2 (en) 2007-09-28 2009-12-08 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
WO2009042150A1 (en) 2007-09-25 2009-04-02 Biomet Manufacturing Corp. Cementless tibial tray
US20110035018A1 (en) 2007-09-25 2011-02-10 Depuy Products, Inc. Prosthesis with composite component
US8323322B2 (en) 2007-10-05 2012-12-04 Zimmer Spine, Inc. Medical implant formed from porous metal and method
AU2009209158B2 (en) 2008-01-30 2013-09-19 Zimmer, Inc. Orthopedic component of low stiffness
US8696755B2 (en) 2008-04-17 2014-04-15 Steven L. Mandell Tibial component of an artificial knee joint
WO2009128943A2 (en) 2008-04-17 2009-10-22 Mandell Steven L Artificial knee joint
US8871142B2 (en) 2008-05-22 2014-10-28 DePuy Synthes Products, LLC Implants with roughened surfaces
JP5640282B2 (ja) 2008-06-24 2014-12-17 ウォルカー、ピーター、スタンリー 凹部・傾斜面付き人工膝関節
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
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US8075626B2 (en) 2008-06-30 2011-12-13 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having increased axial-rotation
US8187335B2 (en) 2008-06-30 2012-05-29 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8236061B2 (en) 2008-06-30 2012-08-07 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US20090326674A1 (en) 2008-06-30 2009-12-31 Depuy Products, Inc. Open Celled Metal Implants With Roughened Surfaces and Method for Roughening Open Celled Metal Implants
US8192498B2 (en) 2008-06-30 2012-06-05 Depuy Products, Inc. Posterior cructiate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8202323B2 (en) 2008-07-16 2012-06-19 Depuy Products, Inc. Knee prostheses with enhanced kinematics
US20100098574A1 (en) 2008-08-27 2010-04-22 Liu Hengda D Mixtures For Forming Porous Constructs
US8078440B2 (en) 2008-09-19 2011-12-13 Smith & Nephew, Inc. Operatively tuning implants for increased performance
US20100076564A1 (en) 2008-09-23 2010-03-25 Schilling Eric M Tibial tuberosity advancement implant
JP2012504470A (ja) 2008-10-02 2012-02-23 マコ サージカル コーポレーション 膝関節のための人工関節の装置ならびにその移植方法および除去方法
US8012216B2 (en) 2008-10-17 2011-09-06 Biomet Manufacturing Corp. High flexion tibial tray
US8771364B2 (en) 2008-10-17 2014-07-08 Biomet Manufacturing, Llc Tibial tray having a reinforcing member
US20100100191A1 (en) 2008-10-17 2010-04-22 Biomet Manufacturing Corp. Tibial Tray Having a Reinforcing Member
US9017414B2 (en) 2008-11-18 2015-04-28 Howmedica Osteonics Corp. Trial implant and method of use
US20100161067A1 (en) 2008-12-23 2010-06-24 Aesculap Ag Knee prosthesis
CA2749909A1 (en) 2009-01-28 2010-08-05 Christopher M. Byrd Lateral condyle with posteriorly located inflection point for total knee implant
US8915965B2 (en) 2009-05-07 2014-12-23 Depuy (Ireland) Anterior stabilized knee implant
US9101476B2 (en) 2009-05-21 2015-08-11 Depuy (Ireland) Prosthesis with surfaces having different textures and method of making the prosthesis
US8343227B2 (en) 2009-05-28 2013-01-01 Biomet Manufacturing Corp. Knee prosthesis assembly with ligament link
US8357202B2 (en) 2009-12-22 2013-01-22 Zimmer, Gmbh J-curve for a femoral prosthesis component
JP5688281B2 (ja) 2010-12-10 2015-03-25 京セラメディカル株式会社 人工膝関節
JP6472658B2 (ja) 2011-06-30 2019-02-20 デピュイ・アイルランド・アンリミテッド・カンパニーDepuy Ireland Unlimited Company 顆の曲率が制御された後方安定型整形外科用膝プロテーゼ
ES2560837T3 (es) 2011-06-30 2016-02-23 Depuy (Ireland) Ensamblaje de prótesis ortopédica estabilizada posterior

Also Published As

Publication number Publication date
US20190133772A1 (en) 2019-05-09
ATE533445T1 (de) 2011-12-15
ES2392153T3 (es) 2012-12-05
DK2324798T3 (da) 2012-11-05
AU2009202631A1 (en) 2010-01-28
EP2324798B1 (en) 2012-08-22
US10179051B2 (en) 2019-01-15
US10729551B2 (en) 2020-08-04
US20120271428A1 (en) 2012-10-25
DK2140839T3 (da) 2012-02-20
EP2140839B1 (en) 2011-11-16
JP5465476B2 (ja) 2014-04-09
US20170189191A1 (en) 2017-07-06
US9539099B2 (en) 2017-01-10
CN101642394A (zh) 2010-02-10
US20140303740A1 (en) 2014-10-09
US20100036500A1 (en) 2010-02-11
US20200360147A1 (en) 2020-11-19
EP2324798A1 (en) 2011-05-25
US8236061B2 (en) 2012-08-07
US11730602B2 (en) 2023-08-22
EP2140839A1 (en) 2010-01-06
US8795380B2 (en) 2014-08-05
AU2009202631B2 (en) 2015-07-16
CN101642394B (zh) 2014-04-09
JP2010012263A (ja) 2010-01-21

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2375255T3 (es) Prótesis de articulación de la rodilla.
US12109119B2 (en) Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature
ES2618895T3 (es) Prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior
EP2275053B1 (en) Orthopaedic knee prosthesis
ES2614051T3 (es) Prótesis ortopédicas
ES2560836T3 (es) Estabilizador posterior de prótesis de rodilla ortopédica teniendo controlada la curvatura condiliar