ES2537337T3 - Prótesis de rodilla ortopédica - Google Patents

Prótesis de rodilla ortopédica Download PDF

Info

Publication number
ES2537337T3
ES2537337T3 ES09164160.5T ES09164160T ES2537337T3 ES 2537337 T3 ES2537337 T3 ES 2537337T3 ES 09164160 T ES09164160 T ES 09164160T ES 2537337 T3 ES2537337 T3 ES 2537337T3
Authority
ES
Spain
Prior art keywords
flexion
degree
radius
curvature
contact
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
ES09164160.5T
Other languages
English (en)
Inventor
Joseph Wyss
Christel M Wagner
Dimitri Sokolov
Jordan S Lee
John L Williams
Said T Gomaa
John M Armacost
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 Ireland ULC
Original Assignee
DePuy Ireland ULC
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 Ireland ULC filed Critical DePuy Ireland ULC
Application granted granted Critical
Publication of ES2537337T3 publication Critical patent/ES2537337T3/es
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/38—Joints for elbows or knees
    • A61F2/3886—Joints for elbows or knees for stabilising knees against anterior or lateral dislocations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/38—Joints for elbows or knees
    • A61F2/3859—Femoral components
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2/38—Joints for elbows or knees
    • A61F2/3868—Joints for elbows or knees with sliding tibial bearing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30108—Shapes
    • A61F2002/3011—Cross-sections or two-dimensional shapes
    • A61F2002/30112—Rounded shapes, e.g. with rounded corners
    • A61F2002/30113—Rounded shapes, e.g. with rounded corners circular
    • A61F2002/30116—Rounded shapes, e.g. with rounded corners circular partial circles, i.e. circular segments
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/02—Prostheses implantable into the body
    • A61F2/30—Joints
    • A61F2002/30001—Additional features of subject-matter classified in A61F2/28, A61F2/30 and subgroups thereof
    • A61F2002/30316—The prosthesis having different structural features at different locations within the same prosthesis; Connections between prosthetic parts; Special structural features of bone or joint prostheses not otherwise provided for
    • A61F2002/30329—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements
    • A61F2002/30331—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements made by longitudinally pushing a protrusion into a complementarily-shaped recess, e.g. held by friction fit
    • A61F2002/30332—Conically- or frustoconically-shaped protrusion and recess
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2220/00—Fixations or connections for prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2220/0025—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements
    • A61F2220/0033—Connections or couplings between prosthetic parts, e.g. between modular parts; Connecting elements made by longitudinally pushing a protrusion into a complementary-shaped recess, e.g. held by friction fit
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2230/00—Geometry of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
    • A61F2230/0002—Two-dimensional shapes, e.g. cross-sections
    • A61F2230/0004—Rounded shapes, e.g. with rounded corners
    • A61F2230/0006—Rounded shapes, e.g. with rounded corners circular
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00011—Metals or alloys
    • A61F2310/00023—Titanium or titanium-based alloys, e.g. Ti-Ni alloys
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00011—Metals or alloys
    • A61F2310/00029—Cobalt-based alloys, e.g. Co-Cr alloys or Vitallium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2310/00—Prostheses classified in A61F2/28 or A61F2/30 - A61F2/44 being constructed from or coated with a particular material
    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00179—Ceramics or ceramic-like structures

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 de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) que comprende: un componente femoral (12) que incluye (i) un par de cóndilos separados (52, 54) que definen una incisura intracondilar (56) entre ellos, teniendo al menos uno del par de cóndilos separados (52, 54) una superficie (100) del cóndilo curvada en el plano sagital y (ii) una excéntrica posterior (80) colocada en la incisura intracondilar (56); y un soporte tibial (14) que incluye (i) una plataforma (30) que tiene una superficie de soporte (32) configurada para articularse con la superficie (100) del cóndilo del componente femoral (12) y (ii) una columna (60) que se extiende hacia arriba desde la plataforma (30); la prótesis de rodilla se caracteriza porque la superficie (100) del cóndilo del componente femoral (12) (i) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un primer punto de contacto sobre la superficie (100) del cóndilo con un primer grado de flexión, siendo menor el primer grado de flexión en aproximadamente 30°, (ii) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un segundo punto de contacto sobre la superficie (100) del cóndilo con un segundo grado de flexión, encontrándose el segundo grado de flexión en el rango de 35° a 90°, ( iii) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un tercer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo (100) con un tercer grado de flexión, siendo mayor el tercer grado de flexión que el segundo grado de flexión, y (iv) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en una pluralidad de puntos de contacto entre el primer punto de contacto y el segundo punto de contacto cuando el componente femoral (12) se mueve desde el primer grado de flexión al segundo grado de flexión; en la que la excéntrica posterior (80) del componente femoral (12) entra en contacto con la columna (60) del soporte tibial (14) en un cuarto grado de flexión, no siendo mayor el cuarto grado de flexión en más de aproximadamente 10° que el tercer grado de flexión; en el que cada punto de contacto de la pluralidad de puntos de contacto está definido por un rayo que se extiende desde un origen común al punto de contacto respectivo de la pluralidad de puntos de contacto, te25 niendo cada rayo una longitud definida por la siguiente ecuación polinómica:**Fórmula** en la que rθ es la longitud del rayo que define un punto de contacto a θ grados de flexión, a es un valor de coeficiente entre 20 y 50, y b es un valor de coeficiente de un rango seleccionado del grupo que consiste en: - 0,30 < b < 0,00; 0,0,0 < b < 0,30, y b >= 0; en la que cuando b está en el rango de - 0,30 < b < 0,00, (i) c es un valor de coeficiente entre 0,00 y 0,012 y (ii) d es un valor de coeficiente entre - 0,00015 y 0,00; y en la que cuando b es igual a 0, (i) c es un valor de coeficiente en un rango seleccionado del grupo que consiste en: - 0,0020 < c < 0,00 y 0,00 < c < 0,0025 y (ii) d es un valor de coeficiente entre - 0,00015 y 0,00.

Description

5
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
DESCRIPCIÓN
Prótesis de rodilla ortopédica
La presente invención se refiere a prótesis ortopédicas para su uso en la cirugía de reemplazo de rodilla.
La artroplastia articular es un procedimiento quirúrgico conocido mediante el cual una articulación natural enferma y /
o dañada es reemplazada por una articulación protésica. Una prótesis de rodilla típica incluye una bandeja tibial, un componente femoral, y un inserto o soporte de polímero dispuesto entre la bandeja tibial y el componente femoral. Dependiendo de la severidad de los daños a la articulación del paciente, se pueden usar prótesis ortopédicas con diferentes movilidades. Por ejemplo, la prótesis de rodilla puede incluir un soporte tibial "fijo" en los casos en los que es deseable limitar el movimiento de la prótesis de rodilla, tales como cuando existe daño o pérdida sustancial de tejidos blandos. Alternativamente, la prótesis de rodilla puede incluir un soporte tibial "móvil" en los casos en los que se desea un mayor grado de libertad de movimiento. Además, la prótesis de rodilla puede ser una prótesis total de rodilla diseñada para reemplazar la interfaz femoral -tibial de ambos cóndilos del fémur del paciente o una prótesis de rodilla uni -compartimental (o uni -condilar) diseñada para reemplazar la interfaz femoral -tibial de un único cóndilo del fémur del paciente.
El tipo de prótesis de rodilla ortopédica utilizada para reemplazar la rodilla natural de un paciente también puede depender de que el ligamento cruzado posterior del paciente se mantenga o se sacrifique (es decir, sea eliminado) durante la cirugía. Por ejemplo, si el ligamento cruzado posterior del paciente está dañado, está enfermo, y / o se elimina de otra manera durante la cirugía, se puede usar una prótesis de rodilla posterior estabilizada para proporcionar soporte y / o control adicional en grados de flexión ulteriores. Alternativamente, si el ligamento cruzado posterior está intacto, una prótesis de rodilla de retención del ligamento cruzado puede ser utilizada.
Las prótesis de rodilla ortopédica típicas están diseñadas generalmente para duplicar el movimiento natural de la articulación del paciente. Cuando la rodilla se flexiona y se extiende, los componentes femoral y tibial se articulan y son sometidos a combinaciones de movimiento antero -posterior relativo y de rotación interna -externa relativa. Sin embargo, el tejido blando circundante del paciente también afecta la cinemática y la estabilidad de la prótesis de rodilla ortopédica en todo el rango del movimiento de la articulación. Es decir, las fuerzas ejercidas sobre los componentes ortopédicos por el tejido blando del paciente pueden ocasionar un movimiento no querido o no deseado de la prótesis de rodilla ortopédica. Por ejemplo, la prótesis de rodilla ortopédica puede exhibir una cantidad de de traslación anterior no natural (paradójica) cuando el componente femoral se mueve a lo largo del rango de flexión.
En una prótesis de rodilla ortopédica típica, la traslación anterior paradójica puede ocurrir en casi cualquier grado de flexión, pero en particular en grados de flexión medios a ulteriores. La traslación anterior paradójica puede ser definida en general como un movimiento relativo anormal de un componente femoral en un soporte tibial en el que el "punto" de contacto entre el componente femoral y el soporte tibial "se desliza" anteriormente con respecto al soporte tibial. Esta traslación anterior paradójica puede resultar en la pérdida de la estabilidad de la articulación, en un desgaste acelerado, en una cinemática anormal de la rodilla, y / o hacer que el paciente experimente una sensación de inestabilidad en algunas actividades.
El documento US -2004/0243244 -A1 desvela una prótesis de rodilla que incluye componentes destinados a reproducir más fielmente la estructura y la función de una articulación de rodilla humana. La prótesis de rodilla comprende un componente femoral, un componente tibial y un componente de inserción entre el componente femoral y el tibial. El componente de inserción incluye una superficie de soporte lateral posterior contorneada que ayuda a impartir la rotación interna de la tibia cuando se flexiona la rodilla. Además, el componente femoral incluye una excéntrica posterior dispuesta para entrar en contacto con un poste que se extiende hacia arriba desde el componente de inserción durante la rotación real.
En un aspecto, la invención proporciona una prótesis de rodilla ortopédica posterior estabilizada que incluye un componente femoral y un soporte tibial. El componente femoral puede incluir un par de cóndilos separados que definen una incisura intracondilar entre ellos. Al menos uno del par de cóndilos separados puede tener una superficie del cóndilo curvada en el plano sagital. El componente femoral puede incluir también una excéntrica posterior posicionada en la incisura intracondilar. El soporte tibial puede incluir una plataforma que tiene una superficie de soporte configurada para articularse con la superficie del cóndilo del componente femoral y una columna que se extiende hacia arriba desde la plataforma.
Preferiblemente, la superficie del cóndilo del componente femoral entra en contacto con la superficie de soporte en un primer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un primer grado de flexión, entra en contacto con la superficie de soporte en un segundo punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un segundo grado de flexión, y entra en contacto con la superficie de soporte en un tercer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un tercer grado de flexión. Además, la excéntrica posterior del componente femoral puede entrar en contacto con la columna del soporte tibial en un cuarto grado de flexión.
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
El segundo grado de flexión puede ser mayor que el primer grado de flexión y puede encontrarse en el rango de aproximadamente 0° a aproximadamente 50° en algunas realizaciones. Por ejemplo, en una realización, el segundo grado de flexión no es mayor que aproximadamente 30°. El tercer grado de flexión puede ser mayor que el segundo grado y menor que aproximadamente 90°. Por ejemplo, en una realización, el tercer grado de la flexión es al menos de 30°. En otra realización, el tercer grado de flexión es al menos de 50°. En todavía otra realización, el tercer grado de flexión es al menos de 70°. En algunas realizaciones, el cuarto grado de flexión no es mayor en más de aproximadamente 10° que el tercer grado de flexión. Por ejemplo, en una realización particular, el cuarto grado de flexión no es mayor que el tercer grado de flexión. Además, en algunas realizaciones, el cuarto grado de flexión es al menos de 50°. En otra realización, el cuarto grado de flexión es al menos de 70°.
La superficie del cóndilo en el plano sagital puede tener un primer radio de curvatura en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura en el segundo punto de contacto, y un tercer radio de curvatura en el tercer punto de contacto. En algunas realizaciones, el tercer radio de curvatura es mayor que el segundo radio de curvatura por lo menos en 0,5 mm. Por ejemplo, el tercer radio de curvatura puede ser mayor que el segundo radio de curvatura por lo menos en 2 mm en algunas realizaciones o en 5 mm en otras realizaciones. Además, en algunas realizaciones, la relación del segundo radio con el tercer radio se encuentra en el rango entre 0,75 y 0,85.
Preferiblemente, la superficie del cóndilo del componente femoral en el sagital puede incluir una primera sección de superficie curvada y una segunda sección de superficie curvada. La primera sección de superficie curvada puede estar definida entre el primer punto de contacto y el segundo punto de contacto. La segunda sección de superficie curvada puede estar definida entre el segundo punto de contacto y el tercer punto de contacto. En tales realizaciones, la primera sección de superficie curvada puede tener un radio de curvatura sustancialmente constante, sustancialmente igual al segundo radio de curvatura. Además, la segunda sección de superficie curvada puede tener un radio de curvatura sustancialmente constante, sustancialmente igual al tercer radio de curvatura.
De acuerdo con otro aspecto, una prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior incluye un componente femoral y un soporte tibial. El componente femoral puede incluir un par de cóndilos separados que definen una incisura intracondilar entre los mismos. Al menos uno del par de cóndilos separados puede tener una superficie del cóndilo curvada en el plano sagital. El componente femoral puede incluir también una excéntrica posterior posicionada en la incisura intracondilar. El soporte tibial puede incluir una plataforma que tiene una superficie de soporte configurada para articularse con la superficie del cóndilo del componente femoral y una columna que se extiende hacia arriba desde la plataforma.
Preferiblemente, la superficie del cóndilo del componente femoral entra en contacto con la superficie de soporte en un primer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un primer grado de flexión. El primer grado de flexión puede ser menor que aproximadamente 30°. Además, la superficie del cóndilo puede entrar en contacto con la superficie de soporte en un segundo punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un segundo grado de flexión. El segundo grado de flexión puede estar en el rango de 35° a 90°. La superficie del cóndilo del componente femoral puede entrar en contacto también con la superficie de soporte en un tercer punto de contacto en la superficie del cóndilo en un tercer grado de flexión. El tercer grado de flexión puede ser mayor que el segundo grado de flexión. Además, la superficie del cóndilo puede entrar en contacto con la superficie de soporte en una pluralidad de puntos de contacto entre el primer punto de contacto y el segundo punto de contacto cuando el componente femoral se mueve desde el primer grado de flexión al segundo grado de flexión. Además, en algunas realizaciones, la excéntrica posterior del componente femoral puede entrar en contacto con la columna del soporte tibial en un cuarto grado de flexión. El cuarto grado de flexión en el que la excéntrica posterior entra en contacto con la columna puede ser menor que, sustancialmente igual a, o ligeramente mayor que el tercer grado de flexión. Por ejemplo, en una realización, el cuarto grado de flexión no es mayor en más de aproximadamente 10° que el tercer grado de flexión.
Preferiblemente, cada punto de contacto de la pluralidad de puntos de contacto es definido por un rayo que se extiende desde un origen común al punto de contacto respectivo de la pluralidad de puntos de contacto. Cada rayo tiene una longitud definida por la siguiente ecuación polinómica:
imagen1
en la que rθ es la longitud del radio que define un punto de contacto en θ grados de flexión, a es un valor de coeficiente entre 20 y 50, y b es un valor de coeficiente en un rango seleccionado entre el grupo que consiste en: -0,30 < b< 0,0; 0,00 <b< 0,30, y b = 0. Si b está en el rango de -0,30 <b < 0,00, entonces c es un valor de coeficiente entre 0,00 y 0,012 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. Si b está en el rango de 0 <b < 0,30, entonces c es un valor de coeficiente entre -0,010 y 0,00 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. Si b es igual a 0, entonces c es un valor del coeficiente en un rango seleccionado entre el grupo que consiste en: ,0020 <c< 0,00 y 0,00 <c< 0,0025 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. En algunas realizaciones, la distancia entre el origen del primer radio de curvatura y el origen común de los rayos está en el rango de 0 a 10 mm.
10
15
20
25
30
35
40
45
50
E09164160
21-05-2015
El primer grado de flexión puede estar en el rango de 0° a 10°, el segundo grado de flexión puede estar en el rango de 45° a 55°, y el tercer grado de flexión puede estar en el rango de aproximadamente 65° a aproximadamente 75°. Por ejemplo, en una realización particular, el primer grado de flexión es de aproximadamente 0°, el segundo grado de flexión es de aproximadamente 50°, y el tercer grado de flexión es de aproximadamente 70°. Además, el cuarto grado de flexión puede ser de aproximadamente 70°.
La superficie del cóndilo en el plano sagital puede tener un primer radio de curvatura en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura en el segundo punto de contacto, y un tercer radio de curvatura en el tercer punto de contacto. En tales realizaciones, el tercer radio de curvatura es mayor que el segundo radio de curvatura por lo menos en 0,5 mm. En algunas realizaciones, el tercer radio de curvatura puede ser mayor que el primer radio de curvatura por lo menos en 2 mm. Además, en algunas realizaciones, el tercer radio de curvatura es mayor que el primer radio de curvatura por lo menos en 5 mm.
Además, en algunas realizaciones, la superficie del cóndilo del componente femoral en el plano sagital puede incluir una sección de superficie curvada definida entre el segundo punto de contacto y el tercer punto de contacto. En tales realizaciones, la sección de superficie curvada puede tener un radio de curvatura sustancialmente constante, sustancialmente igual al tercer radio de curvatura.
En un aspecto adicional, la invención incluye un componente femoral y un soporte tibial. El componente femoral puede incluir un par de cóndilos separados que definen una incisura intracondilar entre ellos. Al menos uno del par de cóndilos separados puede tener una superficie del cóndilo curvada en el plano sagital. El componente femoral puede incluir también una excéntrica posterior posicionada en la incisura intracondilar. El soporte tibial puede incluir una plataforma que tiene una superficie de soporte configurada para articularse con la superficie del cóndilo del componente femoral y una columna que se extiende hacia arriba desde la plataforma.
La superficie del cóndilo del componente femoral puede entrar en contacto con la superficie de soporte en un primer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un primer grado de flexión. El primer grado de flexión puede ser menor que aproximadamente 30°. Además, la superficie del cóndilo puede entrar en contacto con la superficie de soporte en un segundo punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un segundo grado de flexión. El segundo grado de flexión puede estar en el rango de 35° a 90°. La superficie del cóndilo del componente femoral también puede entrar en contacto con la superficie de soporte en un tercer punto de contacto sobre la superficie del cóndilo en un tercer grado de flexión. El tercer grado de flexión puede ser mayor que el segundo grado de flexión. En algunas realizaciones, la excéntrica posterior del componente femoral puede entrar en contacto con la columna del soporte tibial en un cuarto grado de flexión. Además, la superficie del cóndilo puede entrar en contacto con la superficie de soporte en una pluralidad de puntos de contacto entre el primer punto de contacto y el segundo punto de contacto cuando el componente femoral se mueve desde el primer grado de flexión al segundo grado de flexión. Además, en algunas realizaciones, la excéntrica posterior del componente femoral puede entrar en contacto con la columna del soporte tibial en un cuarto grado de flexión. El cuarto grado de flexión puede ser igual o menor que el tercer grado de flexión.
En algunas realizaciones, la superficie del cóndilo en el plano sagital tiene un primer radio de curvatura en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura en el segundo punto de contacto, y un tercer radio de curvatura en el tercer radio de curvatura. En tales realizaciones, el tercer radio de curvatura es mayor que el segundo radio de curvatura por lo menos en 2,0 mm.
Cada punto de contacto de la pluralidad de puntos de contacto puede ser definido por un radio que se extiende desde un origen común al punto de contacto respectivo de la pluralidad de puntos de contacto. Cada radio tiene una longitud definida por la siguiente ecuación polinómica:
imagen2
en la que rθ es la longitud del radio que define un punto de contacto en θ grados de flexión, a es un valor de coeficiente entre 20 y 50, y b es un valor de coeficiente en un rango seleccionado en el grupo que consiste en: -0,30 <b < 0,0; 0,00 <b < 0,30, y b = 0. Si b está en el rango de -0,30 <b < 0,00, entonces c es un valor de coeficiente entre 0,00 y 0,012 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. Si b está en el rango de 0 <b < 0,30, entonces c es un valor del coeficiente entre -0,010 y 0,00 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. Si b es igual a 0, entonces c es un valor del coeficiente en un rango seleccionado entre el grupo que consiste en: -0,0020 <c< 0,00 y 0,00 <c< 0,0025 y d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00. En algunas realizaciones, la distancia entre el origen del primer radio de curvatura y el origen común de los rayos está en el rango de 0 a 10 mm.
Cada uno del par de cóndilos separados puede incluir una superficie del cóndilo. En tales realizaciones, las superficies del cóndilo pueden ser sustancialmente simétricas o puede ser asimétricas.
5
10
15
20
25
30
35
40
45
E09164160
21-05-2015
Las realizaciones de la invención se describen a continuación a modo de ejemplo con referencia a los dibujos que se acompañan, en los que:
la figura 1 es una vista en perspectiva en despiece ordenado de una realización de una prótesis de rodilla ortopédica;
la figura 2 es una vista en sección transversal de un componente femoral y de un soporte tibial de la figura 1, tomada en general a lo largo de las líneas de sección 2 -2 y que tiene el componente femoral articulado con un primer grado de flexión;
la figura 3 es una vista en sección transversal de un componente femoral y de un soporte tibial de la figura 2 que tiene el componente femoral articulado con un segundo grado de flexión;
la figura 4 es una vista en sección transversal de un componente femoral y de un soporte tibial de la figura 2 que tiene el componente femoral articulado con un tercer grado de flexión;
la figura 5 es una vista en sección transversal de una realización del componente femoral de la figura 1;
la figura 6 es una vista en sección transversal de otra realización del componente femoral de la figura 1;
la figura 7 es una vista en sección transversal de otra realización del componente femoral de la figura 1;
la figura 8 es una vista en sección transversal de otra realización del componente femoral de la figura 1;
la figura 9 es un gráfico de la traslación anterior -posterior de un componente femoral simulado que tiene un radio de curvatura incrementado dispuesto con diversos grados de flexión;
la figura 10 es un gráfico de la traslación anterior -posterior de otro componente femoral simulado que tiene un radio de curvatura incrementado dispuesto con diversos grados de flexión;
la figura 11 es un gráfico de la traslación anterior -posterior de otro componente femoral simulado que tiene un radio de curvatura incrementado dispuesto con diversos grados de flexión;
la figura 12 es un gráfico de la traslación anterior -posterior de otro componente femoral simulado que tiene un radio de curvatura incrementado dispuesto con diversos grados de flexión;
la figura 13 es una vista en sección transversal de otra realización del componente femoral de la figura 1;
la figura 14 es una tabla de una realización de valores de coeficientes de una ecuación polinómica que define la curva del componente femoral de la figura 13 para una familia de tamaños de los componentes femorales;
la figura 15 es una tabla de una realización de los valores de los radios de curvatura y relaciones para una familia de tamaños de los componentes femorales; y
la figura 16 es una vista en sección transversal de otro cóndilo de otra realización del componente femoral de la figura 1.
Las expresiones que representan referencias anatómicas, tales como anterior, posterior, medial, lateral, superior, inferior, etc., se pueden utilizar a lo largo de esta revelación en referencia a los implantes ortopédicos que se describen en la presente memoria descriptiva así como a la anatomía natural de un paciente. Estas expresiones tienen significados bien entendidos tanto en el estudio de la anatomía como en el campo de la ortopedia. El uso de tales expresiones anatómicas de referencia en la memoria descriptiva y en las reivindicaciones se pretende que sea coherente con su significado bien entendido, a no ser que se indique lo contrario.
Haciendo referencia a continuación a la figura 1, en una realización, una prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior 10 incluye un componente femoral 12, un soporte tibial 14, y una bandeja tibial 16. El componente femoral 12 y la bandeja tibial 16 están formados preferiblemente de un material metálico tal como cobalto -cromo o titanio, pero se pueden formar de otros materiales, tales como un material cerámico, un material polímero, un material de bio -ingeniería, u otros materiales similares, en otras realizaciones. El soporte tibial 14 está formado preferiblemente de un material polímero tal como un polietileno de peso molecular ultra -alto (UHMWPE), pero se puede formar de otros materiales, tales como un material cerámico, un material metálico, un material de bio -ingeniería, u otros similares.
Como se explicará en más detalle más adelante, el componente femoral 12 está configurado para articularse con el soporte tibial 14, que está configurado para ser acoplado con la bandeja tibial 16. El soporte tibial 14 está configurado como un soporte tibial de rotación o móvil y está configurado para rotar con respecto a la bandeja tibial 12 duran
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
te el uso. Sin embargo, en otras realizaciones, el soporte tibial 14 puede estar configurado como un soporte tibial fijo, que puede estar limitado o restringido en rotación con respecto de la bandeja tibial 16.
La bandeja tibial 16 está configurada para ser asegurada a un extremo proximal preparado quirúrgicamente de la tibia de un paciente (no que se muestra). La bandeja tibial 16 puede ser asegurada a la tibia del paciente mediante el uso de un adhesivo para huesos u otros medios de fijación. La bandeja tibial 16 incluye una plataforma 18 que tiene una superficie superior 20 y una superficie inferior 22. Como se muestra, la superficie superior 20 es generalmente plana y, en algunas realizaciones, puede estar altamente pulida. La bandeja tibial 16 incluye también un vástago 24 que se extiende hacia abajo desde la superficie inferior 22 de la plataforma 18. Una cavidad u orificio 26 está definido en la superficie superior 20 de la plataforma 18 y se extiende hacia abajo en el interior del vástago 24. El orificio 26 está formado para recibir un vástago complementario de la inserción tibial 14 como se explicará en más detalle más adelante.
Como se ha explicado más arriba, el soporte tibial 14 está configurado para ser acoplado con la bandeja tibial 16. El soporte tibial 14 incluye una plataforma 30 que tiene una superficie de soporte superior 32 y una superficie inferior
34. En la realización en la que el soporte tibial 14 está configurado como un soporte tibial de rotación o móvil, el soporte 14 incluye un vástago 36 que se extiende hacia abajo desde la superficie inferior 32 de la plataforma 30. Cuando el soporte tibial 14 está acoplado a la bandeja tibial 16, el vástago 36 es recibido en el orificio 26 de la bandeja tibial 16. En uso, el soporte tibial 14 está configurado para rotar alrededor de un eje definido por el vástago 36 con respecto a la bandeja tibial 16. En realizaciones en las que el soporte tibial 14 está configurado como un soporte tibial fijo, el soporte 14 puede incluir, o no, el vástago 36 y / o puede incluir otros dispositivos o características para asegurar el soporte tibial 14 a la bandeja tibial 18 en una configuración no rotativa.
La superficie de soporte superior 32 del soporte tibial 14 incluye una superficie de soporte medial 42, una superficie de soporte lateral 44, y una columna 60 que se extiende hacia arriba desde la plataforma 16. Las superficies de soporte medial y lateral 42, 44 están configuradas para recibir o entrar en contacto de otra manera con los cóndilos medial y lateral correspondientes 52, 54 del componente femoral 14 como se explica en más detalle a continuación. De esta manera, cada una de las superficies de soporte 42, 44 tiene un contorno cóncavo. La columna 60 se coloca entre las superficies de soporte 42, 44 e incluye un lado anterior 62 y un lado posterior 64 que tienen una superficie de excéntrica 66. En la realización descrita, la superficie de excéntrica 66 tiene una curvatura sustancialmente cóncava.
Sin embargo, las columnas 60, incluyendo las superficies de excéntrica 66 que tienen otras geometrías se pueden utilizar en otras realizaciones. Por ejemplo, un soporte tibial incluye una columna que tiene un perfil de sección transversal sustancialmente en forma de "S", tal como el soporte tibial que se describe en la solicitud de patente europea presentada con la presente solicitud que reivindica prioridad de la solicitud de patente norteamericana número 12/165582.
El componente femoral 12 puede ser acoplado a una superficie preparada quirúrgicamente del extremo distal del fémur de un paciente (no mostrado). El componente femoral 12 puede fijarse al fémur del paciente mediante el uso de adhesivo para huesos u otros medios de fijación. El componente femoral 12 incluye un superficie de articulación exterior 50 que tiene un par de cóndilos medial y lateral 52, 54. En uso, los cóndilos 52, 54 sustituyen los cóndilos naturales del fémur del paciente y están configurados para articularse sobre las superficies de soporte correspondientes 42, 44 de la plataforma 30 del soporte tibial 14.
Los cóndilos 52, 54 están separados para definir una incisura o rebaje intracondilar 56 entre ellos. Una excéntrica posterior 80 y una excéntrica anterior 82 (véase la figura 2) están situadas en la ranura intracondilar 56. La excéntrica posterior 80 está dispuesta hacia el lado posterior del componente femoral 12 e incluye una superficie de excéntrica 86 que está configurada para aplicarse o entrar en contacto de otra manera con la superficie de excéntrica 66 de la columna 60 del soporte tibial 12 durante la flexión, como se muestra y se describe a continuación con referencia a las figuras 2 a 4.
Se debe apreciar que la prótesis de rodilla ortopédica 10 que se muestra en los dibujos está configurada para reemplazar la rodilla derecha de un paciente y, como tal, la superficie de soporte 42 y el cóndilo 52 son referidos como que están dispuestos medialmente; y la superficie de soporte 44 y el cóndilo 54 son referidos como que están dispuestos lateralmente. Sin embargo, en otras realizaciones, la prótesis de rodilla ortopédica 10 puede estar configurada para sustituir a la rodilla izquierda de un paciente. En tales realizaciones, se debe apreciar que la superficie de soporte 42 y el cóndilo 52 pueden estar dispuestos lateralmente y la superficie de soporte 44 y el cóndilo 54 pueden estar dispuestos medialmente. Con independencia de esto, las características y conceptos descritos en la presente memoria descriptiva se pueden incorporar en una prótesis de rodilla ortopédica configurada para reemplazar cualquiera de las dos articulaciones de rodilla de un paciente.
Haciendo referencia a continuación a las figuras 2 a 4, el componente femoral 12 está configurado para articularse sobre el soporte tibial 14 durante el uso. Cada cóndilo 52, 54 del componente femoral 12 incluye una superficie 100 del cóndilo, que está curvada de forma convexa en el plano sagital y que está configurada para entrar en contacto
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
con la superficie de soporte respectiva 42, 44. Adicionalmente, durante un rango predeterminado de flexión, la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 se encuentra en contacto con la columna 60 del soporte tibial 14. Por ejemplo, en una realización como se muestra en la figura 2, cuando la prótesis de rodilla ortopédica 10 está en extensión o no en flexión de otra manera (por ejemplo, una flexión de aproximadamente cero grados), la superficie 100 del cóndilo del cóndilo 52 entra en contacto con la superficie de soporte 42 (o con la superficie 44 en lo que respecta al cóndilo 54) en uno o más puntos de contacto 100 en la superficie 100 del cóndilo. Además, en este grado particular de flexión, la excéntrica posterior 80 no está en contacto con la columna 60. Sin embargo, en grados de flexión ulteriores (es decir, más grandes), la excéntrica posterior 80 está configurada para entrar en contacto con la columna 60 para proporcionar una cantidad de control sobre la cinemática de la prótesis ortopédica.
Puesto que la prótesis de rodilla ortopédica 10 está articulada a lo largo de los grados de flexión medios, el componente femoral 12 entra en contacto con el soporte tibial 14 en uno o más puntos de contacto sobre la superficie 100 del cóndilo. Por ejemplo, en la realización que se muestra en la figura 3, cuando la prótesis de rodilla ortopédica 10 está articulada con un grado medio de flexión (por ejemplo, de aproximadamente 45°), la superficie 100 del cóndilo entra en contacto con la superficie de soporte 42 en uno o más puntos de contacto 104 en la superficie 100 del cóndilo. Como se explicará con más detalle más adelante, dependiendo de la realización particular, la excéntrica posterior 80 puede estar en contacto, o no, con la columna 60 en este grado particular de flexión. Con independencia de esto, como la prótesis de rodilla ortopédica 10 está articulado con un grado de flexión ulterior (por ejemplo, con una flexión de aproximadamente 70°), la superficie 100 del cóndilo entra en contacto con la superficie de soporte 42 en uno o más puntos de contacto 106 en la superficie 100 del cóndilo como se muestra en la figura 4. Además, la excéntrica posterior 80 está ahora en contacto con la columna 60. Se debe apreciar, por supuesto, que el componente femoral 12 puede entrar en contacto con el soporte tibial 14 en una pluralidad de puntos de contacto en la superficie 100 del cóndilo con cualquier grado particular de flexión. Sin embargo, para claridad de la descripción, sólo los puntos de contacto 102, 104, 106 se muestran en las figuras 2 a 4 respectivamente.
El grado particular de flexión en el que la excéntrica posterior 80 entra en contacto inicialmente con la columna 60 se basa en la geometría particular de la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12. Por ejemplo, en la realización de las figuras 2 a 4, la prótesis de rodilla ortopédica 10 está configurada de tal manera que la excéntrica posterior 80 entra en contacto inicialmente con la columna 60 con aproximadamente 70° de flexión. Sin embargo, en otras realizaciones, la excéntrica posterior 80 inicialmente puede entrar en contacto con la columna 60 con otros grados de flexión como se explica en más detalle a continuación.
La prótesis de rodilla ortopédica 10 está configurada de tal manera que la cantidad de traslación anterior paradójica del componente femoral 12 con respecto al soporte tibial 14 puede ser reducida o retrasada de otro modo a un grado de flexión ulterior (es decir, mayor). En particular, como se explica en más detalle a continuación, la superficie 100 del cóndilo de uno o ambos de los cóndilos 52, 54 tiene una geometría o curvatura particular configurada para reducir y / o retrasar traslaciones anteriores y, en algunas realizaciones, promueven el "basculamiento hacia atrás" o traslación posterior, del componente femoral 12. Se debe apreciar que al retrasar el inicio de la traslación anterior paradójica del componente femoral 12 con un mayor grado de flexión, la incidencia global de la traslación anterior paradójica se puede reducir durante las actividades de un paciente en las que no se obtiene típicamente una flexión profunda.
En una prótesis típica de rodilla ortopédica, la traslación anterior paradójica puede producirse cada vez que la prótesis de rodilla se coloca con un grado de flexión mayor que cero grados. La probabilidad de traslación anterior se incrementa generalmente a medida que la prótesis de rodilla ortopédica es articulada con mayores grados de flexión, particularmente en el rango de flexión media. En tales orientaciones, la traslación anterior paradójica del componente femoral sobre el soporte tibial puede ocurrir cada vez que la fuerza (tracción) tangencial entre el componente femoral y el soporte tibial no satisface la siguiente ecuación:
imagen3
en la que "T" es la fuerza (tracción) tangencial, "μ" es el coeficiente de fricción del componente femoral y del soporte tibial, y "N" es la fuerza normal entre el componente femoral y el soporte tibial. Como una generalización, la fuerza (tracción) tangencial entre el componente femoral y el soporte tibial puede estar definida como
imagen4
en la que "T" es la fuerza (tracción) tangencial entre el componente femoral y el soporte tibial, "M" es el momento de la rodilla, y "R" es el radio de curvatura en el plano sagital de la superficie del cóndilo en contacto con el soporte tibial en el grado particular de flexión. Se debe tener en cuenta que la ecuación (2) es una simplificación de las ecuaciones que rigen el mundo real, que no considera otros factores tales como la inercia y la aceleración. Con independencia de esto, la ecuación (2) proporciona una visión de que la traslación anterior paradójica de una prótesis de rodilla ortopédica puede ser reducida o retrasada por medio del control del radio de curvatura de la superficie del cóndilo del componente femoral. Es decir, por medio del control del radio de curvatura de la superficie del cóndilo 7 10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
(por ejemplo, aumentando o manteniendo el radio de curvatura), el lado derecho de la ecuación (2) puede ser reducido, disminuyendo así el valor de la fuerza (tracción) tangencial y que satisface la ecuación (1). Como se ha explicado más arriba, asegurándose de que la ecuación satisface la fuerza (tracción) tangencial (1), la traslación anterior paradójica del componente femoral sobre el soporte tibial se puede reducir o de otro modo retrasar a un grado de flexión mayor.
Sobre la base del análisis anterior, para reducir o retrasar el inicio de la traslación anterior paradójica, se controla la geometría de la superficie 100 del cóndilo de uno o ambos de los cóndilos 52, 54 del componente femoral 12. Por ejemplo, en algunas realizaciones, el radio de curvatura de la superficie 100 del cóndilo se controla de tal manera que el radio de curvatura se mantiene constante en un rango de grados de flexión y / o se incrementa en los rangos de flexión tempranos a medios. En comparación, los componentes femorales típicos tienen radios de curvaturas decrecientes que comienzan en el radio de curvatura distal (es decir, con aproximadamente 0° de flexión).
Sin embargo, se ha determinado que mediante el mantenimiento de un radio de curvatura relativamente constante (es decir, no disminuyendo el radio de curvatura) en un rango predeterminado de grados de flexión temprana a media y / o incrementando el radio de curvatura en el rango predeterminado de grados de flexión se puede reducir o retrasar la traslación anterior paradójica del componente femoral 12.
Además, en algunas realizaciones, la superficie 100 del cóndilo está configurada o diseñada de tal manera que la transición entre los radios discretos de curvatura de la superficie 100 del cóndilo es gradual. Es decir, realizando una transición gradual entre los radios de curvatura discretos, en lugar de transiciones bruscas, la traslación anterior paradójica del componente femoral 12 puede ser reducida o retrasada. Además, en algunas realizaciones, la velocidad de cambio en el radio de curvatura de la superficie del cóndilo en los rangos de flexión temprana a media (por ejemplo, desde aproximadamente 0° a aproximadamente 90°) se controla de tal manera que la velocidad de cambio es menor que un umbral predeterminado. Es decir, se ha determinado que si la velocidad de cambio del radio de curvatura de la superficie 100 del cóndilo es mayor que el umbral predeterminado, se puede producir una traslación anterior paradójica.
Por consiguiente, en algunas realizaciones como se muestra en las figuras 5 a 8, la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 tiene un radio de curvatura incrementado en grados de flexión de temprana a media. Al aumentar el radio de curvatura, la traslación anterior paradójica se puede reducir o retrasar en un grado de flexión posterior como se explica en más detalle a continuación. En particular, la traslación anterior paradójica puede ser retrasado a un grado de flexión en o más allá del que la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 entra en contacto inicialmente con la columna 60 del soporte tibial 14. Una vez que la excéntrica posterior 80 está en contacto con la columna 60, la traslación anterior paradójica es controlada por la aplicación de la excéntrica posterior 80 a la columna 60. Es decir, la excéntrica posterior 80 puede ser restringida de moverse anteriormente por la columna 60.
Se ha determinado que la cantidad de incremento entre el radio de curvatura R2 y el radio de curvatura R3, así como el grado de flexión en la superficie 100 del cóndilo en la que se produce tal incremento afecta la ocurrencia de la traslación anterior paradójica. Como se explica en más detalle en la solicitud de patente europea presentada con la presente solicitud que reivindica prioridad de la solicitud de patente norteamericana número 12/165579, se realizaron múltiples simulaciones de varios diseños de componentes femorales utilizando el programa de software Linemen/Knee Sim, versión 1007.1 0 Beta 16, que está disponible comercialmente en LifeModeler, Inc. de San Clemente, California, para analizar el efecto de incrementar el radio de curvatura de la superficie del cóndilo de los componentes femorales en flexión temprana y media. Sobre la base de este análisis, se ha determinado que la traslación anterior paradójica del componente femoral en relación con el soporte tibial se puede reducir o de otra manera retardar aumentando el radio de curvatura de la superficie del cóndilo en una cantidad en el rango de aproximadamente 0,5 mm a aproximadamente 5 mm o más con un grado de flexión en el rango de aproximadamente 30° de flexión hasta aproximadamente 90° de flexión.
Por ejemplo, el gráfico 200 en la figura 9 presenta los resultados de una simulación de doblado profundo de la rodilla utilizando un componente femoral en el que el radio de curvatura de la superficie del cóndilo se ha incrementado en 0,5 mm (es decir, desde 25,0 mm a 25,5 mm) con 30° de flexión, con 50° de flexión, con 70° de flexión, y con 90° de flexión. Del mismo modo, el gráfico 300 en la figura 10 presenta los resultados de una simulación de doblado profundo de la rodilla utilizando un componente femoral en el que el radio de curvatura de la superficie del cóndilo se incrementa en 1,0 mm (es decir, desde 25,0 mm a 26,0 mm) con 30° de flexión, con 50° de flexión, con 70° de flexión, y con 90° de flexión.
El gráfico 400 en la figura 11 presenta los resultados de una simulación de doblado profundo de la rodilla utilizando un componente femoral en el que el radio de curvatura de la superficie del cóndilo se incrementa en 2,0 mm (es decir, desde 25,0 mm a 27,0 mm) con 30° de flexión, con 50° de flexión, con 70° de flexión, y con 90° de flexión. Además, el gráfico 500 en la figura 12 presenta los resultados de una simulación de doblado profundo de la rodilla utilizando un componente femoral en el que el radio de curvatura de la superficie del cóndilo se incrementa en 5,0 mm (es decir, desde 25,0 mm a 26,0 mm) con 30° de flexión, con 50° de flexión, con 70° de flexión, y con 90° de flexión.
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
En los gráficos 200, 300, 400, 500, los puntos condilares más bajos o más distales (CLP) del cóndilo medial ("med") y del cóndilo lateral ("lat") del componente femoral se representan gráficamente como una representación del posicionamiento relativo del componente femoral con el soporte tibial. De esta manera, una línea inclinada hacia abajo representa el basculamiento hacia atrás del componente femoral sobre el soporte tibial y una línea inclinada hacia arriba representa la traslación anterior del componente femoral sobre el soporte tibial.
Como se muestra en los gráficos 200, 300, 400, 500, el deslizamiento anterior del componente femoral se retrasó hasta después de aproximadamente 100° de flexión en cada una de las realizaciones; y la cantidad de traslación anterior se limitó a menos de aproximadamente 1 mm. En particular, el "basculamiento hacia atrás" del componente femoral sobre el soporte tibial fue promovido por incrementos mayores en el radio de curvatura de la superficie del cóndilo en grados de flexión más tempranos. Por supuesto, la cantidad de incremento en el radio de curvatura y el grado de flexión en el que se introduce dicho incremento está limitado por otros factores, tales como el espacio de articulación anatómica de la rodilla del paciente, el tamaño del soporte tibial, y otros similares. Con independencia de esto, en base a las simulaciones presentadas en los gráficos 200, 300, 400, 500, la traslación anterior paradójica del componente femoral sobre el soporte tibial se puede reducir o de otro modo retrasar incrementando el radio de curvatura de la superficie del cóndilo del componente femoral durante la flexión temprana o media.
En consecuencia, haciendo referencia de nuevo a las figuras 5 a 8, la superficie 100 del cóndilo en el plano sagital está formada en parte por un número de secciones de superficie curvadas 102, 104, 106, 108 siendo tangente cada uno de los extremos sagitales a los extremos sagitales de cualquier sección de superficie curvada adyacente de la superficie 100 del cóndilo. Cada sección de superficie curvada 102, 104, 106, 108 está definida por un radio de curvatura. En particular, la sección de superficie curvada 102 está definida por un radio de curvatura R2, la sección de superficie curvada 104 está definida por un radio de curvatura R3, la sección de superficie curvada 106 está definida por un radio de curvatura R4.
La superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 está configurada de tal manera que el radio de curvatura R3 de la sección de superficie curvada 104 es mayor que el radio de curvatura R2 de la sección de superficie curvada 102. En una realización, el radio de curvatura R3 es mayor que el radio de curvatura R2 en 0,5 mm o más. En otra realización, el radio de curvatura R3 es mayor que el radio de curvatura R2 en 2 mm o más. En otra realización, el radio de curvatura R3 es mayor que el radio de curvatura R2 en 2 mm o más. En una realización particular, el radio de curvatura R3 es mayor que el radio de curvatura R2 por lo menos en 5 mm o más. Se debe apreciar, sin embargo, que el incremento particular del radio de curvatura entre R2 y R3 puede estar basado en o realizado a escala con el tamaño particular del componente femoral 12 en algunas realizaciones.
Cada una de las secciones de superficie curvada 102, 104, 106, 108 entra en contacto con la superficie 42 (o 44) del soporte tibial 14 a lo largo de diferentes rangos de grados de flexión. Por ejemplo, la sección de superficie curvada 102 se extiende desde un grado de flexión temprana θ1 a un grado de flexión ulterior θ2. La sección de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexión θ2 a un grado de flexión ulterior θ3. La sección de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexión θ3 a un grado de flexión ulterior θ4.
Por ejemplo, en una realización como se muestra en la figura 5, la sección de superficie curvada 102 se extiende desde un grado de flexión θ1 de aproximadamente 0° de flexión a un grado de flexión θ2 de aproximadamente 50° de flexión. La sección de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexión θ2 de aproximadamente 50° de flexión a un grado de flexión θ3 de aproximadamente 70° de flexión. La sección de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexión θ3 de aproximadamente 70° de flexión a un grado de flexión θ4 de aproximadamente 120° de flexión. En la realización que se muestra en la figura 5, la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 está configurada para aplicarse o entrar en contacto con la columna 60 del soporte tibial 14 con un grado de flexión θC de aproximadamente 70° de flexión. Sin embargo, en otras realizaciones, la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para aplicarse a la columna 60 con un grado de flexión más temprana o ulterior que 70°. Al asegurar que la excéntrica posterior 80 se aplica o entra en contacto con la columna 60 antes o poco después de la reducción en el radio de curvatura desde R3 a R4, el control de la cinemática de la prótesis ortopédica puede realizar la transición desde la geometría de la superficie 100 del cóndilo a la interacción de la excéntrica posterior 80 y la columna 60, lo que puede reducir aún más la cantidad de traslación anterior del componente femoral 12. Por ejemplo, en una realización particular, la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para aplicarse o entrar en contacto con la columna 60 en un grado de flexión θC que no es mayor en más de 10° que el grado de flexión θ3 en el que el radio de curvatura de la superficie 100 del cóndilo disminuye desde el radio de curvatura R3 al radio de curvatura R4.
En otra realización, como se muestra en la figura 6, la sección de superficie curvada 102 se extiende desde un grado de flexión θ1 de aproximadamente 0° de flexión a un grado de flexión θ2 de aproximadamente 10° de flexión. La sección de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexión θ2 de aproximadamente 10° de flexión a un grado de flexión θ3 de aproximadamente 30° de flexión. La sección de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexión θ3 de aproximadamente 30° de flexión a un grado de flexión θ4 de aproximadamente 120° de flexión. En la realización que se muestra en la figura 6, la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 está configurada para aplicarse o entrar en contacto con la columna 60 del soporte tibial 14 con un grado de flexión θC de
10
15
20
25
30
35
40
45
50
E09164160
21-05-2015
aproximadamente 30° de flexión. Una vez más, sin embargo, la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para aplicarse a la columna 60 antes que un grado de flexión de 30° (es decir, antes de la reducción en el radio de curvatura de R3 a R4) o poco después (por ejemplo, dentro de 0 a 10°) en otras realizaciones.
En otra realización, como se muestra en la figura 7, la sección de superficie curvada 102 se extiende desde un grado de flexión θ1 de aproximadamente 0° de flexión a un grado de flexión θ2 de aproximadamente 30° de flexión. La sección de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexión θ2 de aproximadamente 30° de flexión a un grado de flexión θ3 de aproximadamente 50° de flexión. La sección de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexión θ3 de aproximadamente 50° de flexión a un grado de flexión θ4 de aproximadamente 120° de flexión. En la realización que se muestra en la figura 7, la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 está configurada para aplicarse o entrar en contacto con la columna 60 del soporte tibial 14 con un grado de flexión θC de aproximadamente 50° de flexión. Una vez más, sin embargo, la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para aplicarse a la columna 60 antes de un grado de flexión de 50° (es decir, antes de la reducción en el radio de curvatura de R3 a R4) o poco después (por ejemplo, dentro de 0 a 10°) en otras realizaciones.
En otra realización, como se muestra en la figura 8, la sección de superficie curvada 102 se extiende desde un grado de flexión θ1 de aproximadamente 0° de flexión a un grado de flexión θ2 de aproximadamente 70° de flexión. La sección de superficie curvada 104 se extiende desde el grado de flexión θ2 de aproximadamente 70° de flexión a un grado de flexión θ3 de aproximadamente 90° de flexión. La sección de superficie curvada 106 se extiende desde el grado de flexión θ3 de aproximadamente 90° de flexión a un grado de flexión θ4 de aproximadamente 120° de flexión. En la realización que se muestra en la figura 8, la excéntrica posterior 80 del componente femoral 12 está configurada para aplicarse o entrar en contacto con la columna 60 del soporte tibial 14 con un grado de flexión θC de aproximadamente 90° de flexión. Una vez más, sin embargo, la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para aplicarse a la columna 60 antes de un grado de flexión de 90° (es decir, antes de la reducción en el radio de curvatura de R3 a R4) o poco después (por ejemplo, dentro de 0 a 10°) en otras realizaciones.
Cada una de las secciones de superficie curvada 102, 104, 106 se puede extender desde grados de flexión diferentes de los que se han mostrado y explicado más arriba con referencia a las figuras 5 a 8.
Por ejemplo, en cada una de las realizaciones de las figuras 5 a 8, aunque la sección de superficie curvada 102 se muestra como comenzando a aproximadamente 0° de flexión, la sección de superficie curvada 102 puede comenzar con un grado de flexión antes de 0° de flexión (es decir, un grado de hiperextensión) en otras realizaciones.
Además, se debe apreciar que el grado de flexión θC con el que la excéntrica posterior 80 entra en contacto con la columna 60 puede ser menor que, sustancialmente igual a, o ligeramente mayor que el grado de flexión θ3 con el que el radio de curvatura R3 disminuye al radio de curvatura R4. En algunas realizaciones, el grado de flexión θC está dentro de un umbral de grado de flexión θ3 predeterminado. Por ejemplo, en una realización particular, el grado de flexión θC está dentro de aproximadamente 10° del grado de flexión θ3. Por ejemplo, el radio de curvatura R3 puede disminuir con el radio de curvatura R4 con un grado de flexión θ3 de aproximadamente 70° y la excéntrica posterior 80 puede estar configurada para entrar en contacto inicialmente con la columna 60 con un grado de flexión θC en el rango de aproximadamente 60º a aproximadamente 80° de flexión.
Haciendo referencia a continuación a las figuras 13 a 15, en algunas realizaciones, la superficie 100 del cóndilo incluye una transición gradual entre los radios de curvatura discretos en los rangos flexión temprana a media de tal manera que el cambio en el radio de curvatura de la superficie del cóndilo en un rango de grados de flexión se reduce. Por ejemplo, como se muestra en la figura 13, la sección de superficie curvada 102 en algunas realizaciones está diseñada para proporcionar una transición gradual desde el primer radio de curvatura R1 al segundo radio de curvatura R2. Para ello, la sección de superficie curvada 102 está definida por una pluralidad de rayos 120 en lugar de un radio de curvatura constante como se ha mostrado y descrito más arriba con referencia a las figuras 5 a 8. Cada uno de la pluralidad de rayos 120 se originan a partir de un origen común O. Además, cada uno de la pluralidad de rayos 120 define un punto de contacto respectivo 130 en la sección de superficie curvada 120. Aunque sólo se muestran tres rayos 120 en la figura 13 para mayor claridad del dibujo, se debe apreciar que un número infinito de rayos 120 puede ser usado para definir la sección de superficie curvada 102.
La localización de cada uno de los puntos de contacto 130, que colectivamente definen la sección de superficie curvada 102, se puede determinar sobre la base de la longitud de cada rayo 120 en cada grado de flexión. En particular y de forma inesperada, se ha determinado que la traslación anterior paradójica del componente femoral 12 en el soporte tibial 14 puede ser reducida o retrasada definiendo la sección de superficie curvada 102 de acuerdo con la siguiente ecuación polinómica:
imagen5
5
10
15
20
25
30
35
40
E09164160
21-05-2015
en la que "rθ" es la longitud de un rayo 120 (en unidades métricas) que define un punto de contacto 130 en la sección de superficie curvada 104 con "θ" grados de flexión, "a" es un valor escalar entre 20 y 50, y "b" es un valor de coeficiente seleccionado de tal manera que:
imagen6
Si el coeficiente seleccionado "b" está en el rango de -0,30 <b< 0,00, entonces los coeficientes "c " y "d " se seleccionan de tal manera que:
imagen7
Alternativamente, si el coeficiente seleccionado "b " está en el rango de 0,00 <b< 0,30, entonces los coeficientes "c " y "d " se seleccionan de tal manera que:
imagen8
Además, si el coeficiente seleccionado "b" es igual a 0, entonces los coeficientes "c " y "d " se seleccionan de tal manera que:
imagen9
Se debe apreciar que los rangos de valores para el escalar "a" y los coeficientes "b ", "c" y "d " se han determinado a partir de un número infinito de posibles soluciones para la ecuación polinómica (3). Es decir, el conjunto particular de rangos proporcionados más arriba ha sido determinado para generar una familia de curvas (es decir, la sección de superficie curvada 102) que proporciona una transición gradual de la superficie 100 del cóndilo desde el radio de curvatura R1 al radio de curvatura R2 de tal manera que la traslación anterior del componente femoral 12 con respecto al soporte tibial 14 se reduce o se retrasa. Además, se debe apreciar que el rango de valores para cada coeficiente "a", "b ", "c " y "d " se proporcionan más arriba en relación con realizaciones diseñadas utilizando el sistema métrico de unidades.
La forma general de la sección de superficie curva 102 también se ve afectada por la colocación del origen común O de la pluralidad de rayos 120. Al limitar la distancia 124 entre el origen común O de la pluralidad de rayos 120 y el origen 122 del radio distal de curvatura R1, el deslizamiento anterior paradójico del componente femoral 12 en el soporte tibial 14 puede ser reducido o retrasado. Además, la estabilidad de la prótesis de rodilla ortopédica 10 se puede mejorarse, garantizando que el origen común O de la pluralidad de rayos 120 está dentro de la distancia predeterminada 124 desde el origen 122 distal del radio de curvatura R1. De esta manera, en una realización, se selecciona la localización del origen común O de la pluralidad de rayos 120 de tal manera que la distancia 124 entre el origen común O y el origen 120 del radio de curvatura R1 es menor que aproximadamente 10 mm para reducir o retrasar la traslación anterior del componente femoral y / o proporcionar una mejor estabilidad a la prótesis de rodilla ortopédica 10.
La distancia 124 entre el origen común O y el origen 122 del radio de curvatura R1 y los valores de los coeficientes particulares puede ser dependiente del tamaño particular del componente femoral 12 en algunas realizaciones. Por ejemplo, como se muestra en la figura 14, una tabla 700 muestra una realización particular de valores de los coeficientes para la ecuación polinómica definida más arriba (3) y los valores para la distancia 124 definida entre el origen común O y el origen 122 del radio distal de curvatura R1. Como se muestra en la tabla 700, la distancia 124 entre el origen común O y el origen 122 del radio de curvatura R1 y el valor del escalar "a" cambia con los tamaños de los componentes femorales. Sin embargo, en esta realización particular, los valores para los coeficientes "b ", "c " y "d " son constantes a lo largo de los tamaños de los componentes femorales. Se debe apreciar, sin embargo, que en otras realizaciones, los valores de los coeficientes "b", c" y "d" pueden cambiar con los tamaños de los componentes femorales.
Como se ha explicado más arriba, en algunas realizaciones, la superficie 100 del cóndilo está diseñada o configurada adicionalmente de tal manera que el cambio en el radio de curvatura de la superficie 100 del cóndilo en los ran
10
15
20
25
30
35
40
45
50
55
E09164160
21-05-2015
gos de flexión temprana y media no es demasiado grande o demasiado abrupta (por ejemplo, la proporción del grado de cambio en el radio de curvatura con respecto al cambio en grados de flexión es demasiado grande). Es decir, si la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R2, R3, o R4 es demasiado grande, la traslación anterior paradójica del componente femoral 12 puede ocurrir. De esta manera, mediante el diseño de la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 de forma que las proporciones del radio distal de curvatura R1 con (i) el radio de curvatura R2 de la sección de superficie curva 102, (ii) el radio de curvatura R3 de la sección de superficie curvada 104, y (iii) el radio de curvatura R4 de la flexión ulterior de sección de superficie curvada 106 pueden ser menores que un valor de umbral predeterminado, el deslizamiento anterior paradójico inesperadamente puede ser reducido o retardado de otro modo.
Por consiguiente, en una realización particular, la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 está diseñada de tal manera que la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R2 es entre aproximadamente 1,10 a aproximadamente 1,30, la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R3 es entre aproximadamente 1,001 a aproximadamente 1,100, y la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R4 es de aproximadamente 1,25 a aproximadamente 2,50. Además, en algunas realizaciones, la relación del radio de curvatura R2 con el radio de curvatura R3 es entre aproximadamente 0,74 y aproximadamente 0,85.
La cantidad particular de incremento en el radio de curvatura R2 a R3 de la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 y / o el posicionamiento de dicho incremento en la superficie 100 del cóndilo también se puede basar en, a escala de, o estar afectado de otro modo por el tamaño del componente femoral 12. Es decir, se debe apreciar que un incremento del radio de curvatura R2 a R3 de la superficie 100 del cóndilo de 0,5 mm es un incremento relativamente mayor en los componentes femorales de pequeño tamaño en comparación con los componentes femorales de mayor tamaño. De esta manera, la magnitud del incremento en el radio de curvatura R2 a R3 de la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 puede cambiar con los tamaños de los componentes femorales. En una realización, sin embargo, las proporciones del radio de curvaturas R1 con el radio de curvatura R2, R3, y R4 se mantienen en un valor sustancialmente constante a lo largo de la familia de tamaños de los componentes femorales.
Por ejemplo, como se muestra en la figura 15, una tabla 800 define la longitud de cada radio de curvatura R1, R2, R3, R4 para una familia de tamaños de componentes femorales de 1 a 10. Como se muestra en la tabla 850, se selecciona la longitud de cada radio de curvatura R1, R2, R3, R4 para cada tamaño 1 a 10 del componente femoral 12 de tal manera que las proporciones de R1 / R2 y R1 / R3 son sustancialmente constantes a lo largo de los tamaños de los componentes femorales. En la realización que se ha descrito, como se ha explicado más arriba, la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R2 se mantiene en un valor de aproximadamente 1,25 a aproximadamente 1,27 en los tamaños del componente femoral 1 a 10 y la relación del radio de curvatura R1 con el radio de curvatura R3 se mantiene en un valor de aproximadamente 1,005 en los tamaños del componente femoral 1 a 10.
La forma general y el diseño de la superficie 100 del cóndilo del componente femoral 12 se ha descrito más arriba con respecto a un solo cóndilo 52, 54 del componente femoral 12. Ambos cóndilos 52, 54 del componente femoral 12 pueden ser simétricos y tener superficies 100 de los cóndilos similares. Sin embargo, en otras realizaciones, los cóndilos 52, 54 del componente femoral 12 pueden ser asimétricos. Por ejemplo, como se muestra en la figura 16, el componente femoral 12 puede incluir un segundo cóndilo 52, 54 que tiene una superficie 300 del cóndilo, que se define en parte por una pluralidad de secciones de superficie curvada 302, 304, 306. La sección de superficie curvada 302 se extiende desde un grado de flexión más temprano θ5 a un grado de flexión ulterior θ6. La sección de superficie curvada 304 se extiende desde el grado de flexión θ6 a un grado de flexión ulterior θ7. La sección de superficie curvada 306 se extiende desde el grado de flexión θ7 en un grado de flexión ulterior θ8. La superficie del cóndilo 300 también incluye un radio distal R5, que realiza una transición gradualmente a un radio de curvatura R6 a lo largo de la sección de superficie curvada 302. Además, la sección curvada 304 está definida por un radio de curvatura R7 y la sección curvada 306 está definida por un radio de curvatura R8.
De esta manera, en realizaciones en las que los cóndilos 52, 54 son simétricos, el grado de flexión θ5 es sustancialmente igual al grado de flexión θ1, el grado de flexión θ6 es sustancialmente igual al grado de flexión θ2, el grado de flexión θ7 es sustancialmente igual al grado de flexión θ3, y el grado de flexión θ8 es sustancialmente igual al grado de flexión θ4. Además, el radio de curvatura R5 es sustancialmente igual al radio de curvatura R1, el radio de curvatura R6 es sustancialmente igual al radio de curvatura R2, el radio de curvatura R7 es sustancialmente igual al radio de curvatura R3, y el radio de curvatura R8 es sustancialmente igual al radio de curvatura R4. Además, el conjunto de valores de los coeficientes "a", "b", "c", y / o"d " de la ecuación (4) que se ha descrito más arriba son sustancialmente similares para ambos cóndilos.
Sin embargo, en otras realizaciones, los cóndilos 52, 54 pueden ser asimétricos. De esta manera, el grado de flexión θ5 puede ser diferente del grado de flexión θ1.
Además, el grado de flexión θ6 puede ser diferente del grado de flexión θ2. Es decir, el incremento en el radio de curvatura entre R2 y R3 puede ocurrir con diferentes grados de flexión entre los cóndilos 52, 54. Además, el grado de flexión θ8 puede ser diferente del grado de flexión θ4. Se debe apreciar, sin embargo, que el grado de flexión θ7
E09164160
21-05-2015
puede ser sustancialmente igual al grado de flexión θ3 de tal manera que la excéntrica posterior 80 está colocada correctamente dentro de la incisura intracondilar 56.
Además, en aquellas realizaciones en las que los cóndilos 52, 54 son asimétricos, el radio de curvatura R5 pueden ser diferentes del radio de curvatura R1, el radio de curvatura R6 puede ser diferente del radio de curvatura R2, el radio de curvatura R7 puede ser diferente del radio de curvatura R3, y / o el radio de curvatura R8 puede ser diferente del radio de curvatura R4. Además, el conjunto de valores de los coeficientes "a", "b ","c "y / o"d "de la ecuación
(3) que se ha descrito más arriba puede ser diferente entre las superficies 100 y 300 del cóndilo.

Claims (11)

  1. REIVINDICACIONES
    1.
    Una prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) que comprende:
    un componente femoral (12) que incluye (i) un par de cóndilos separados (52, 54) que definen una incisura
    intracondilar (56) entre ellos, teniendo al menos uno del par de cóndilos separados (52, 54) una superficie
    5
    (100) del cóndilo curvada en el plano sagital y (ii) una excéntrica posterior (80) colocada en la incisura intra
    condilar (56); y
    un soporte tibial (14) que incluye (i) una plataforma (30) que tiene una superficie de soporte (32) configura
    da para articularse con la superficie (100) del cóndilo del componente femoral (12) y (ii) una columna (60)
    que se extiende hacia arriba desde la plataforma (30);
    10
    la prótesis de rodilla se caracteriza porque la superficie (100) del cóndilo del componente femoral (12) (i) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un primer punto de contacto sobre la superficie (100)
    del cóndilo con un primer grado de flexión, siendo menor el primer grado de flexión en aproximadamente
    30°, (ii) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un segundo punto de contacto sobre la super
    ficie (100) del cóndilo con un segundo grado de flexión, encontrándose el segundo grado de flexión en el
    15
    rango de 35° a 90°, ( iii) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en un tercer punto de contacto
    sobre la superficie del cóndilo (100) con un tercer grado de flexión, siendo mayor el tercer grado de flexión
    que el segundo grado de flexión, y (iv) entra en contacto con la superficie de soporte (32) en una pluralidad
    de puntos de contacto entre el primer punto de contacto y el segundo punto de contacto cuando el compo
    nente femoral (12) se mueve desde el primer grado de flexión al segundo grado de flexión;
    20
    en la que la excéntrica posterior (80) del componente femoral (12) entra en contacto con la columna (60) del
    soporte tibial (14) en un cuarto grado de flexión, no siendo mayor el cuarto grado de flexión en más de
    aproximadamente 10° que el tercer grado de flexión;
    en el que cada punto de contacto de la pluralidad de puntos de contacto está definido por un rayo que se
    extiende desde un origen común al punto de contacto respectivo de la pluralidad de puntos de contacto, te
    25
    niendo cada rayo una longitud definida por la siguiente ecuación polinómica:
    imagen1
    en la que rθ es la longitud del rayo que define un punto de contacto a θ grados de flexión, a es un valor de coeficiente entre 20 y 50, y b es un valor de coeficiente de un rango seleccionado del grupo que consiste en: -0,30 <b< 0,00; 0,0,0 <b < 0,30, y b = 0;
    30 en la que cuando b está en el rango de -0,30 <b < 0,00, (i) c es un valor de coeficiente entre 0,00 y 0,012 y
    (ii) d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00; y
    en la que cuando b es igual a 0, (i) c es un valor de coeficiente en un rango seleccionado del grupo que consiste en: -0,0020 <c< 0,00 y 0,00 <c< 0,0025 y (ii) d es un valor de coeficiente entre -0,00015 y 0,00.
  2. 2. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 1, en la que:
    35 la superficie (100) del cóndilo en el plano sagital tiene un primer radio de curvatura en el primer punto de contacto, teniendo un origen el primer radio de curvatura, y
    la distancia entre el origen del primer radio de curvatura y el origen común de los rayos está en el rango de 0 y 10 mm.
  3. 3. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 1, en la que el primer grado de
    40 flexión está en el rango de 0° a 10°, el segundo grado de flexión está en el rango de 45° a 55°, y el tercer grado de flexión está en el rango de aproximadamente 65° a aproximadamente 75°.
  4. 4. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 3, en la que el primer grado de flexión es de aproximadamente 0°, el segundo grado de flexión es de aproximadamente 50°, y el tercer grado de flexión es de aproximadamente 70°.
    45 5. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 1, en la que:
    14
    (i)
    la superficie (100) del cóndilo en el plano sagital tiene un primer radio de curvatura en el primer punto de contacto, un segundo radio de curvatura en el segundo punto de contacto, y un tercer radio de curvatura en el tercer punto de contacto, y
    (ii)
    el tercer radio de curvatura es mayor que el segundo radio de curvatura en al menos 0,5 mm.
    5 6. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 5, en la que el tercer radio de curvatura es mayor que el primer radio de curvatura en al menos 2 mm.
  5. 7.
    La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 6, en la que el tercer radio de curvatura es mayor que el primer radio de curvatura en al menos 5 mm.
  6. 8.
    La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 5, en la que la relación del primer
    10 radio de curvatura con el tercer radio de curvatura es menor que la relación del primer radio de curvatura con el segundo radio de curvatura.
  7. 9. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 5, en la que la relación del primer radio de curvatura con el segundo radio de curvatura es entre aproximadamente 1,10 a aproximadamente 1,30.
  8. 10. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 5, en la que la relación del primer 15 radio de curvatura con el tercer radio de curvatura es entre aproximadamente 1,001 a aproximadamente 1,100.
  9. 11.
    La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 10, en la que la relación del primer radio de curvatura con el tercer radio de curvatura es de aproximadamente 1,005.
  10. 12.
    La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 5, en la que la superficie (100) del cóndilo del componente femoral (12) en el plano sagital incluye una sección de superficie curvada definida
    20 entre el segundo punto de contacto y el tercer punto de contacto, teniendo la sección de superficie curvada un radio de curvatura sustancialmente constante sustancialmente igual al tercer radio de curvatura.
  11. 13. La prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior (10) de la reivindicación 1, en la que el cuarto grado de flexión no es mayor que el tercer grado de flexión.
    15
ES09164160.5T 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de rodilla ortopédica Active ES2537337T3 (es)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US165575 2008-06-30
US12/165,575 US8187335B2 (en) 2008-06-30 2008-06-30 Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature

Publications (1)

Publication Number Publication Date
ES2537337T3 true ES2537337T3 (es) 2015-06-05

Family

ID=41382386

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES09164160.5T Active ES2537337T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de rodilla ortopédica
ES15151262.1T Active ES2618895T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
ES15151262.1T Active ES2618895T3 (es) 2008-06-30 2009-06-30 Prótesis de rodilla ortopédica estabilizada posterior

Country Status (6)

Country Link
US (8) US8187335B2 (es)
EP (2) EP2149353B1 (es)
JP (1) JP5442333B2 (es)
CN (1) CN101683290B (es)
AU (1) AU2009202626B8 (es)
ES (2) ES2537337T3 (es)

Families Citing this family (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8480754B2 (en) 2001-05-25 2013-07-09 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved articular implants, designs and related guide tools
US9020788B2 (en) 1997-01-08 2015-04-28 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
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
US9301845B2 (en) 2005-06-15 2016-04-05 P Tech, Llc Implant for knee replacement
CN101222886B (zh) * 2005-07-14 2012-05-30 国立大学法人佐贺大学 人工膝关节
CA2641966C (en) 2005-12-15 2016-11-22 Zimmer, Inc. Distal femoral knee prostheses
US9005307B2 (en) 2006-11-07 2015-04-14 Biomedflex, Llc Prosthetic ball-and-socket joint
US8512413B2 (en) 2006-11-07 2013-08-20 Biomedflex, Llc Prosthetic knee joint
US20110166671A1 (en) 2006-11-07 2011-07-07 Kellar Franz W Prosthetic joint
US8070823B2 (en) 2006-11-07 2011-12-06 Biomedflex Llc Prosthetic ball-and-socket joint
EP2081520B1 (en) 2006-11-07 2017-07-12 Biomedflex, LLC Medical implants
US8029574B2 (en) 2006-11-07 2011-10-04 Biomedflex Llc Prosthetic knee joint
US8308812B2 (en) 2006-11-07 2012-11-13 Biomedflex, Llc Prosthetic joint assembly and joint member therefor
US8128703B2 (en) 2007-09-28 2012-03-06 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US8632600B2 (en) 2007-09-25 2014-01-21 Depuy (Ireland) Prosthesis with modular extensions
US9204967B2 (en) 2007-09-28 2015-12-08 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
US8192498B2 (en) 2008-06-30 2012-06-05 Depuy Products, Inc. Posterior cructiate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US8187335B2 (en) 2008-06-30 2012-05-29 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8828086B2 (en) 2008-06-30 2014-09-09 Depuy (Ireland) Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature
US8236061B2 (en) 2008-06-30 2012-08-07 Depuy Products, Inc. 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
US8078440B2 (en) 2008-09-19 2011-12-13 Smith & Nephew, Inc. Operatively tuning implants for increased performance
WO2010085656A1 (en) 2009-01-23 2010-07-29 Zimmer, Inc. Posterior stabilized total knee prosthesis
US9078755B2 (en) 2009-02-25 2015-07-14 Zimmer, Inc. Ethnic-specific orthopaedic implants and custom cutting jigs
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
US9095453B2 (en) * 2009-08-11 2015-08-04 Michael D. Ries Position adjustable trial systems for prosthetic implants
US8568485B2 (en) * 2009-08-11 2013-10-29 Imds Corporation Articulating trials for prosthetic implants
US8382848B2 (en) * 2009-08-11 2013-02-26 Imds Corporation Position adjustable trial systems for prosthetic implants
US8496666B2 (en) 2009-08-11 2013-07-30 Imds Corporation Instrumentation for mobile bearing prosthetics
US8998997B2 (en) 2009-08-11 2015-04-07 Michael D. Ries Implantable mobile bearing prosthetics
DK2316382T3 (da) 2009-10-30 2014-05-12 Depuy Ireland Protese til ucementeret fiksering
DK2319462T3 (da) 2009-10-30 2013-07-08 Depuy Products Inc Protese med komposit komponent
DK2617392T3 (da) 2009-10-30 2015-02-16 Depuy Synthes Products Llc Protese med overflader med forskellige teksturer
ES2406154T3 (es) 2009-10-30 2013-06-05 Depuy Products, Inc. Prótesis con extensiones modulares
EP2319460A1 (en) 2009-10-30 2011-05-11 DePuy Products, Inc. Prosthesis with cut-off pegs
WO2011072235A2 (en) 2009-12-11 2011-06-16 Conformis, Inc. Patient-specific and patient-engineered orthopedic implants
US9011547B2 (en) 2010-01-21 2015-04-21 Depuy (Ireland) Knee prosthesis system
GB201004068D0 (en) * 2010-03-11 2010-04-28 Goodfellow John Tibial prosthetic component for a partial or unicondylar meniscal bearing knee replacement,method of selecting such a tibial prosthetic component
US9132014B2 (en) 2010-04-13 2015-09-15 Zimmer, Inc. Anterior cruciate ligament substituting knee implants
FR2959410B1 (fr) * 2010-04-30 2012-06-15 Transysteme Prothese de genou posterostabilisee.
CN103118635B (zh) 2010-07-24 2015-11-25 捷迈有限公司 用于膝部假体的非对称胫骨部件
WO2012018563A1 (en) 2010-07-24 2012-02-09 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis
WO2012031774A1 (en) 2010-09-10 2012-03-15 Zimmer Gmbh Femoral prothesis with medialized patellar groove
EP3348236B1 (en) 2010-09-10 2019-11-20 Zimmer, Inc. Motion facilitating tibial components for a knee prosthesis
US8287601B2 (en) 2010-09-30 2012-10-16 Depuy Products, Inc. Femoral component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
US8317870B2 (en) 2010-09-30 2012-11-27 Depuy Products, Inc. Tibial component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
CN103503050B (zh) * 2010-11-15 2017-03-15 先进机械技术公司 用于关节运动模拟的方法和设备
US8603101B2 (en) 2010-12-17 2013-12-10 Zimmer, Inc. Provisional tibial prosthesis system
US8551179B2 (en) 2011-06-16 2013-10-08 Zimmer, Inc. Femoral prosthesis system having provisional component with visual indicators
US8932365B2 (en) 2011-06-16 2015-01-13 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
US9308095B2 (en) 2011-06-16 2016-04-12 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
ES2560837T3 (es) * 2011-06-30 2016-02-23 Depuy (Ireland) Ensamblaje de prótesis ortopédica estabilizada posterior
CN103796617B (zh) * 2011-06-30 2016-08-24 德普伊(爱尔兰)有限公司 具有可控髁曲率的后稳定型整形外科膝关节假体
WO2013009966A2 (en) * 2011-07-13 2013-01-17 The General Hospital Corporation D/B/A Massachusetts General Hospital Methods and devices for knee joint replacement with anterior cruciate ligament substitution
WO2013007747A1 (en) * 2011-07-13 2013-01-17 Zimmer Gmbh Femoral knee prosthesis with diverging lateral condyle
EP2779948B1 (en) 2011-11-18 2016-11-02 Zimmer, Inc. Tibial bearing component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
EP3037068B1 (en) 2011-11-21 2020-07-29 Zimmer, Inc. Tibial baseplate with asymmetric placement of fixation structures
CA2863375C (en) 2012-01-30 2019-07-16 Mary S.S. Wentorf Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
CN103070739B (zh) * 2013-01-10 2015-12-02 上海晟实医疗器械科技有限公司 人工膝关节股骨
US9237953B2 (en) 2013-03-15 2016-01-19 Depuy (Ireland) Mechanical assembly of pegs to prosthesis
CA2905471A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-25 Conformis, Inc. Posterior-stabilized knee implant components and instruments
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
BR112016018337B1 (pt) * 2014-02-10 2022-05-10 Limacorporate S.P.A. Articulação artificial de joelho
US10130375B2 (en) 2014-07-31 2018-11-20 Zimmer, Inc. Instruments and methods in performing kinematically-aligned total knee arthroplasty
KR101696608B1 (ko) * 2014-11-07 2017-01-17 주식회사 코렌텍 대퇴골 결합부재의 탈구를 방지할 수 있는 인공 슬관절
WO2017053196A1 (en) 2015-09-21 2017-03-30 Zimmer, Inc. Prosthesis system including tibial bearing component
WO2017058535A1 (en) 2015-09-29 2017-04-06 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis for tibia with varus resection
US11406502B2 (en) 2017-03-02 2022-08-09 Optimotion Implants LLC Orthopedic implants and methods
US10940024B2 (en) 2017-07-26 2021-03-09 Optimotion Implants LLC Universal femoral trial system and methods
CN110402123B (zh) 2017-03-10 2022-02-08 捷迈有限公司 具有胫骨支承部件紧固特征的胫骨假体
EP3621558A1 (en) 2017-05-12 2020-03-18 Zimmer, Inc. Femoral prostheses with upsizing and downsizing capabilities
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
JP2020093063A (ja) * 2018-11-30 2020-06-18 佐藤　卓 人工膝関節インプラント
EP3962398A4 (en) 2019-05-02 2023-01-18 DePuy Ireland Unlimited Company SYSTEM AND PROCEDURE FOR PLACEMENT OF ORTHOPEDIC IMPLANTS
WO2021048236A2 (en) 2019-09-10 2021-03-18 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
US20220249239A1 (en) * 2021-02-05 2022-08-11 Overture Resurfacing, LLC Resurfacing implant systems and methods for osteochondral defects
CN113796998B (zh) * 2021-08-20 2023-12-19 北京纳通医疗科技控股有限公司 股骨假体和具有其的膝关节假体

Family Cites Families (344)

* 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
WO1979000739A1 (en) 1978-03-10 1979-10-04 Biomedical Eng Corp Improved joint endoprosthesis
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
US4262368A (en) * 1979-09-24 1981-04-21 Wright Manufacturing Company Rotating and hinged 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
US4944760A (en) 1983-10-26 1990-07-31 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
US5609639A (en) 1991-02-04 1997-03-11 Walker; Peter S. Prosthesis for knee replacement
GB9102348D0 (en) 1991-02-04 1991-03-20 Inst Of Orthopaedics The Prosthesis for knee replacement
GB9102633D0 (en) 1991-02-07 1991-03-27 Finsbury Instr Ltd Knee prosthesis
US5358527A (en) 1991-03-22 1994-10-25 Forte Mark R Total knee prosthesis with resurfacing and posterior stabilization capability
US5236461A (en) 1991-03-22 1993-08-17 Forte Mark R Totally posterior stabilized knee prosthesis
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
EP0648817B1 (de) 1993-10-13 1999-11-10 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
AU701181B2 (en) 1995-06-01 1999-01-21 Depuy Orthopaedics, Inc. Augmentation device for joint prostheses
US5984969A (en) 1995-06-01 1999-11-16 Johnson & Johnson Professional, Inc. Joint prosthesis augmentation system
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
DE69535892D1 (de) 1995-12-08 2009-01-08 Zimmer Dental Inc Zahnimplantat mit mehrfach strukturierter oberfläche
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
US5681354A (en) 1996-02-20 1997-10-28 Board Of Regents, University Of Colorado Asymmetrical femoral component for knee prosthesis
US5702464A (en) 1996-02-20 1997-12-30 Smith & Nephew Inc. Modular trial tibial insert
US5702463A (en) 1996-02-20 1997-12-30 Smith & Nephew Inc. Tibial prosthesis with polymeric liner and liner insertion/removal instrument
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
DE59708451D1 (de) 1996-09-11 2002-11-14 Plus Endoprothetik Ag Rotkreuz Tibia-teil einer kniegelenkendoprothese
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
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
DE69913048T2 (de) 1998-08-05 2004-09-16 Biomedical Engineering Trust I Kniegelenkprothese mit Luxationsverhinderung
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
US6500208B1 (en) 1998-10-16 2002-12-31 Biomet, Inc. Nonmodular joint prosthesis convertible in vivo to a modular prosthesis
US6280476B1 (en) 1998-10-16 2001-08-28 Biomet Inc. Hip 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
HU225932B1 (hu) 1999-09-14 2008-01-28 Stratec Medical Ag Két szemcsefázisból álló keverék magas hõmérsékleten szinterezhetõ nyers formatest elõállításához, és eljárás a formatest elõállítására
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
US6210445B1 (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
US6379388B1 (en) 1999-12-08 2002-04-30 Ortho Development Corporation Tibial prosthesis locking system and method of repairing knee joint
US7104996B2 (en) 2000-01-14 2006-09-12 Marctec. Llc Method of performing surgery
US6702821B2 (en) 2000-01-14 2004-03-09 The Bonutti 2003 Trust A Instrumentation for minimally invasive joint replacement and methods for using same
US6770078B2 (en) 2000-01-14 2004-08-03 Peter M. Bonutti Movable knee implant and methods therefor
US7635390B1 (en) 2000-01-14 2009-12-22 Marctec, Llc Joint replacement component having a modular articulating surface
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
ATE418933T1 (de) 2000-04-27 2009-01-15 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
WO2002056513A1 (fr) 2000-12-27 2002-07-18 Fujitsu Limited Procede de detection d'erreurs de voie et dispositif correspondant
US6942670B2 (en) 2000-12-27 2005-09-13 Depuy Orthopaedics, Inc. Prosthesis evaluation assembly and associated method
DE20100962U1 (de) 2001-01-19 2001-05-03 Keramed Medizintechnik Gmbh 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
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
US6773461B2 (en) 2001-01-29 2004-08-10 Zimmer Technology, Inc. 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
US6852272B2 (en) 2001-03-07 2005-02-08 Advanced Ceramics Research, Inc. Method for preparation of metallic and ceramic foam products and products made
US6524522B2 (en) 2001-03-07 2003-02-25 Advanced Ceramics Research, Inc. Method for preparation of metallic foam products and products made
ES2278716T3 (es) 2001-03-26 2007-08-16 Zimmer Gmbh Protesis de rodilla.
US6569202B2 (en) 2001-04-02 2003-05-27 Whiteside Biomechanics, Inc. Tray and liner for joint replacement system
EP1385456B1 (en) 2001-04-17 2011-06-22 Exactech, Inc. Prosthetic knee joint
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
DK2055267T3 (da) 2001-05-01 2013-07-01 Amedica Corp Strålegennemtrængeligt knogletransplantat
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
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
CA2471000C (en) 2001-12-21 2011-02-01 Smith & Nephew, Inc. Hinged joint 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
US6976999B2 (en) 2002-11-19 2005-12-20 Zimmer Technology, Inc. Prosthetic device and method of making the same
US6770099B2 (en) 2002-11-19 2004-08-03 Zimmer Technology, Inc. Femoral prosthesis
US20040102852A1 (en) 2002-11-22 2004-05-27 Johnson Erin M. Modular knee prosthesis
CA2511216C (en) 2002-12-20 2011-02-01 Smith & Nephew, Inc. High performance knee prostheses
US7160330B2 (en) 2003-01-21 2007-01-09 Howmedica Osteonics Corp. Emulating natural knee kinematics in a knee prosthesis
WO2004067808A2 (de) 2003-01-24 2004-08-12 Universität des Saarlandes Verfahren zum herstellen von metallischen formkörpern mit einer keramischen schicht, metallischer formkörper und dessen verwendung
US7033397B2 (en) 2003-02-03 2006-04-25 Zimmer Technology, Inc. Mobile bearing unicondylar tibial knee prosthesis
WO2004069105A1 (en) 2003-02-04 2004-08-19 Zimmer Austin, Inc. Rotating/non-rotating tibia plate/insert system
AU2004210205B2 (en) 2003-02-08 2009-02-19 Depuy International Limited A knee joint prosthesis
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
US7708782B2 (en) 2003-07-17 2010-05-04 Exactech, Inc. Mobile bearing knee prosthesis
US7422605B2 (en) 2003-07-17 2008-09-09 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
CA2542619C (en) 2003-10-17 2011-10-11 Smith & Nephew, Inc. 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
AU2005209244A1 (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
US20050203632A1 (en) 2004-03-09 2005-09-15 Daniels Michael E. Tibial implant with a through post
EP1574185B1 (en) 2004-03-09 2012-05-23 Zimmer Technology, Inc. Tibial knee component with a mobile bearing
US20080269596A1 (en) 2004-03-10 2008-10-30 Ian Revie Orthpaedic Monitoring 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
US7674426B2 (en) 2004-07-02 2010-03-09 Praxis Powder Technology, Inc. Porous metal articles having a predetermined pore character
US8500843B2 (en) 2004-07-02 2013-08-06 Praxis Powder Technology, Inc. Controlled porosity article
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
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
CN101351172B (zh) 2005-10-31 2013-10-23 德普伊产品公司 模块化固定和活动承座假体系统
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
WO2007106172A1 (en) 2006-03-14 2007-09-20 Mako Surgical Corporation Prosthetic device and system and method for implanting prosthetic device
EP2478874B1 (en) 2006-03-21 2014-05-28 DePuy (Ireland) Moment induced total arthroplasty prosthetic
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
US8366783B2 (en) 2007-08-27 2013-02-05 Samuelson Kent M Systems and methods for providing deeper knee flexion capabilities for knee prosthesis patients
WO2009029207A1 (en) 2007-08-27 2009-03-05 Vladimir Shur Knee prosthesis
US20110035018A1 (en) 2007-09-25 2011-02-10 Depuy Products, Inc. Prosthesis with composite component
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
US8715359B2 (en) 2009-10-30 2014-05-06 Depuy (Ireland) Prosthesis for cemented fixation and method for making the prosthesis
US8128703B2 (en) 2007-09-28 2012-03-06 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
JP5205462B2 (ja) 2007-09-25 2013-06-05 バイオメット・マニュファクチャリング・コーポレイション セメントレス脛骨トレイ
US7628818B2 (en) 2007-09-28 2009-12-08 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US8470047B2 (en) 2007-09-25 2013-06-25 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis
US8323322B2 (en) 2007-10-05 2012-12-04 Zimmer Spine, Inc. Medical implant formed from porous metal and method
EP2249887B1 (en) 2008-01-30 2017-06-21 Zimmer, Inc. Othopedic 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
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US8236061B2 (en) 2008-06-30 2012-08-07 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
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
US8075626B2 (en) 2008-06-30 2011-12-13 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having increased axial-rotation
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
US8828086B2 (en) 2008-06-30 2014-09-09 Depuy (Ireland) Orthopaedic femoral component 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
GB2476625B (en) 2008-10-02 2013-02-13 Mako Surgical Corp Prosthetic device for knee joint and methods of implanting and removing same
US20100100191A1 (en) 2008-10-17 2010-04-22 Biomet Manufacturing Corp. Tibial Tray Having a Reinforcing Member
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
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
US20100191341A1 (en) 2009-01-28 2010-07-29 Zimmer, Inc. Lateral condyle posterior inflection 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
US20100305710A1 (en) 2009-05-28 2010-12-02 Biomet Manufacturing Corp. Knee Prosthesis
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
ES2560837T3 (es) 2011-06-30 2016-02-23 Depuy (Ireland) Ensamblaje de prótesis ortopédica estabilizada posterior
CN103796617B (zh) 2011-06-30 2016-08-24 德普伊(爱尔兰)有限公司 具有可控髁曲率的后稳定型整形外科膝关节假体

Also Published As

Publication number Publication date
JP5442333B2 (ja) 2014-03-12
CN101683290B (zh) 2013-09-11
AU2009202626A8 (en) 2015-07-30
US11369478B2 (en) 2022-06-28
US20150005888A1 (en) 2015-01-01
US20210145595A1 (en) 2021-05-20
US10265180B2 (en) 2019-04-23
US20170020676A1 (en) 2017-01-26
CN101683290A (zh) 2010-03-31
EP2886086A1 (en) 2015-06-24
US8834575B2 (en) 2014-09-16
AU2009202626B2 (en) 2015-07-09
AU2009202626B8 (en) 2015-07-30
EP2886086B1 (en) 2016-12-21
EP2149353A1 (en) 2010-02-03
US20180296354A1 (en) 2018-10-18
US9326864B2 (en) 2016-05-03
US20190247194A1 (en) 2019-08-15
US20220323229A1 (en) 2022-10-13
US20090326665A1 (en) 2009-12-31
US9937049B2 (en) 2018-04-10
JP2010012255A (ja) 2010-01-21
AU2009202626A1 (en) 2010-01-14
US10849760B2 (en) 2020-12-01
EP2149353B1 (en) 2015-03-04
ES2618895T3 (es) 2017-06-22
US20120296437A1 (en) 2012-11-22
US8187335B2 (en) 2012-05-29

Similar Documents

Publication Publication Date Title
ES2537337T3 (es) Prótesis de rodilla ortopédica
ES2546876T3 (es) Componente femoral de una prótesis de articulación de la rodilla
ES2392153T3 (es) Prótesis de la articulación de la rodilla
ES2560836T3 (es) Estabilizador posterior de prótesis de rodilla ortopédica teniendo controlada la curvatura condiliar
AU2016200458B2 (en) Posterior cruciate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
ES2614051T3 (es) Prótesis ortopédicas
ES2758736T3 (es) Prótesis de rodilla
ES2308399T3 (es) Rodilla estabilizada con apoyo movil posterior.
ES2567573T3 (es) Sistemas para tensar ligamentos y otros tejidos blandos
ES2614178T3 (es) Componente femoral de una prótesis de rodilla