RU2134087C1 - Crus of endoprosthesis of hip joint - Google Patents
Crus of endoprosthesis of hip joint Download PDFInfo
- Publication number
- RU2134087C1 RU2134087C1 RU98105318A RU98105318A RU2134087C1 RU 2134087 C1 RU2134087 C1 RU 2134087C1 RU 98105318 A RU98105318 A RU 98105318A RU 98105318 A RU98105318 A RU 98105318A RU 2134087 C1 RU2134087 C1 RU 2134087C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- rod
- bone
- endoprosthesis
- proximal
- section
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Prostheses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к области травматологии и ортопедии, а именно к конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава (ЭТС), и может быть использовано при оперативном лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний суставов. The invention relates to the field of traumatology and orthopedics, in particular to the construction of an isoelastic leg of a hip joint prosthesis (ETS), and can be used in the surgical treatment of degenerative joint diseases.
Известны конструкции ЭТС со сплошными металлическими ножками [1, 2]. Для лучшего согласования с формой модулярного канала кости ножки имеют различную форму и пропорции. Known designs ETS with solid metal legs [1, 2]. For better agreement with the shape of the modular channel, the bones of the leg have different shapes and proportions.
Общим недостатком указанных конструкций является использование высокопрочного сплошного металлического продольного стержня, зафиксированного в костно-мозговом канале трубчатой кости бесцементной посадкой с размерным натягом, в качестве несущего элемента, осуществляющего передачу превалирующей доли функциональных нагрузок на кость. A common drawback of these structures is the use of a high-strength continuous metal longitudinal rod fixed in the bone marrow canal of the tubular bone with an cemented fit with dimensional interference fit as a load-bearing element that transfers the prevailing share of functional loads to the bone.
Величины прочности и жесткости конструкционного металла ножки ЭТС и кости различаются на полтора - два с половиной порядка. Такое расхождение предопределяет жесткое шунтирование металлическим стержнем сопряженного костного материала, при котором возникает новое неестественно напряженное состояние кости. Сопряженная с ножкой кость теряет свои традиционно-естественные способности к деформациям на "изгиб", "кручение", "растяжение", качественно и частично количественно перераспределяет традиционно-естественные деформации на "сжатие". Одновременно с этим в зашунтированной части кости возникают новый вид продольной деформации на "сдвиг" между слоем костного материала, жестко связанного с продольным стержнем, и наружным корковым слоем. На участке кости, расположенном ниже дистального окончания ножки, при внешних функциональных нагрузках возникает неестественный новый вид разрушающих деформаций на "срез", а также количественно увеличиваются и локально концентрируются традиционно-естественные деформации на "изгиб, кручение". Там же и в области, охватываемой дистальным окончанием ножки, локально концентрируются повышенные напряжения на "сжатие". The strength and stiffness of the structural metal of the ETS legs and bones differ by one and a half to two and a half orders of magnitude. Such a discrepancy determines the rigid shunting of the conjugated bone material with a metal rod, in which a new unnaturally stressed state of the bone occurs. The bone conjugated with the leg loses its traditionally natural ability to deform into bending, torsion, and tension, and qualitatively and partially quantitatively redistributes traditional-natural deformations to compression. At the same time, in the shunted part of the bone, a new type of longitudinal deformation by “shift” occurs between the layer of bone material rigidly connected with the longitudinal shaft and the outer cortical layer. In the area of the bone located below the distal end of the peduncle, under external functional loads, an unnatural new kind of destructive deformations to “cut” arises, and traditionally natural deformations to “bend, torsion” are quantitatively increased and locally concentrated. In the same place and in the area covered by the distal end of the leg, locally concentrated increased stresses on the "compression".
Таким образом, воздействие на костный материал высокопрочного и жесткого продольного стержня ножки ЭТС, зафиксированного в кости с размерным натягом, вынужденно приводит к возникновению в кости неестественных для нее новых видов деформаций, к качественному и количественному перераспределению величин традиционных видов деформаций. Это приводит к нарушению естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости и, как следствие, к асептическому расшатыванию ножки ЭТС в сборке кость - эндопротез. Thus, the impact on the bone material of a high-strength and rigid longitudinal stem of the ETS leg, fixed in the bone with dimensional interference, forcedly leads to the appearance of new types of deformations that are unnatural for it, to a qualitative and quantitative redistribution of the values of traditional types of deformations. This leads to disruption of the natural biophysical and biomechanical processes of bone life and, as a result, to aseptic loosening of the ETS leg in the assembly of the bone - endoprosthesis.
Количественную оценку различия деформационных характеристик кости и стержня в реальной сборке кость - эндопротез дает сопоставление графиков (фиг. 1) зависимости продольной деформации Δl бедренной кости и сплошного стержня из титана марки ВТ-6 под действием нагрузки P = 70 кг (1G). По оси ординат, совпадающей с продольной осью стержня и осью медулярного канала кости, отложены номера укрупненных поясов длиной l = L/18, где L - длина стержня, равная 18 см. Для определения характеристики бедренной кости были предварительно рассчитаны статистически усредненные величины продольных деформаций последовательных кольцевых срезов бедренной кости длиной 1 см под действием нагрузки 1G. Далее, путем суммирования величин деформации кольцевых срезов, была рассчитана количественная характеристика продольной деформации бедренной кости по осевой линии, приведенная на фиг.1. Согласно зависимости фиг.1 кость под аксиальной нагрузкой P = 1G сжимается:
- от 0,12 мм в крайне проксимальной части до 0,031 мм у пояса, граничащего с эпифизом;
- от 0,021 мм до 0,007 мм в его диафизарной части.A quantitative assessment of the difference in the deformation characteristics of the bone and the rod in the real assembly of the bone - endoprosthesis is given by comparing the graphs (Fig. 1) of the dependence of the longitudinal deformation Δl of the femur and the solid shaft of VT-6 grade titanium under the action of a load of P = 70 kg (1G). The ordinate axis, which coincides with the longitudinal axis of the shaft and the axis of the medial bone canal, shows the numbers of enlarged belts of length l = L / 18, where L is the length of the shaft equal to 18 cm. To determine the characteristics of the femur, statistically averaged values of longitudinal deformations of successive 1 cm long femoral ring sections under a 1G load. Further, by summing the values of the deformation of the annular sections, the quantitative characteristic of the longitudinal deformation of the femur along the axial line shown in Fig. 1 was calculated. According to the dependence of figure 1, the bone under axial load P = 1G is compressed:
- from 0.12 mm in the extremely proximal part to 0.031 mm at the belt bordering the pineal gland;
- from 0.021 mm to 0.007 mm in its diaphyseal part.
Расчеты величин продольных деформаций сплошного стержня традиционной ножки ЭТС под аксиальной нагрузкой P = 1G показывают, что стержень сжимается:
- от 0,00075 мм до 0,00036 мм у пояса, граничащего с эпифизом,
- от 0,00034 мм до 0,00012 мм в его диафизарной части.Calculations of the longitudinal strains of a solid rod of a traditional ETS leg under an axial load P = 1G show that the rod is compressed:
- from 0.00075 mm to 0.00036 mm at the belt bordering the pineal gland,
- from 0.00034 mm to 0.00012 mm in its diaphyseal part.
Максимум продольных перемещений стержня относительно кости при ее установке с размерным натягом накапливается в области дистального окончания стержня. В результате даже при нормальной нагрузке относительное перемещение дистального конца стержня и кости может достигать 0, 12 мм, а при нагрузках 2G, 3G и более эта величина, соответственно, удваивается и утраивается. Очевидно, что при периодической функциональной нагрузке, воздействующей на ЭТС при ходьбе человека, жесткий стержень, перемещаясь относительно кости, начинает работать своим дистальным концом наподобие "рашпиля". Со временем область разрушающего кость действия "рашпиля" распространяется в проксимальном направлении. Фактор "рашпиля" в сочетании с утратой костью своих естественных функций вследствие жесткого "шунтирования" сплошным металлическим стержнем приводят к тому, что ножка ЭТС не может длительное время сохранять неразъемное сочленение с размерным натягом в сборке кость - эндопротез. The maximum longitudinal displacements of the rod relative to the bone when it is installed with dimensional interference is accumulated in the region of the distal end of the rod. As a result, even under normal load, the relative displacement of the distal end of the rod and bone can reach 0, 12 mm, and with loads of 2G, 3G or more, this value, respectively, doubles and triples. Obviously, with a periodic functional load acting on the EMF when a person walks, a rigid rod, moving relative to the bone, begins to work with its distal end like a "rasp". Over time, the area of bone-destructive action of the "rasp" spreads in the proximal direction. The rasp factor, combined with the loss of its natural functions by the bone due to hard “shunting” with a solid metal rod, leads to the fact that the ETS leg cannot maintain a permanent joint with dimensional interference in the bone-endoprosthesis assembly for a long time.
Новое направление конструирования ножек ЭТС связано с разработкой изоэластичных конструкций, учитывающих реальное распределение прочностных и деформационных характеристик сопряженных с имплантантом участков кости и по возможности не вносящих изменений в естественный механизм восприятия костью функциональных нагрузок. A new direction in the design of ETS legs is associated with the development of isoelastic structures that take into account the real distribution of the strength and deformation characteristics of bone sections that are associated with the implant and, if possible, do not change the natural mechanism of bone perception of functional loads.
Предпосылкой для создания изоэластичных ножек ЭТС послужили исследования условий, при которых может быть обеспечена устойчивая пространственная и временная стабильность сборки кость - эндопротез. A prerequisite for the creation of isoelastic legs of the ETS was the study of conditions under which stable spatial and temporal stability of the bone assembly - endoprosthesis can be ensured.
Так, в [3], [4] показано, что при изготовлении ножек из биосовместимых титановых материалов для достижения стабильной регенерации остеогенной костной ткани на поверхности раздела кость - имплантант должно быть обеспечено отсутствие локальных перегрузок и микросдвигов по поверхности сочленения, особенно в периоды послеоперационной реабилитации. So, in [3], [4] it was shown that in the manufacture of legs from biocompatible titanium materials in order to achieve stable regeneration of osteogenic bone tissue on the bone-implant interface, there should be no local overloads and microshears along the joint surface, especially during postoperative rehabilitation .
Согласно [5] при величине относительных деформаций на межфазной границе сочленения свыше 0,03 мм подавляется прорастание высокопрочной остеогенной ткани в неровности имплантанта, что приводит к образованию в таких областях непрочной фиброзной ткани или ложного сустава. При микроподвижности менее 0, 03 мм и отсутствии локальных перегрузок в сборках кость - эндопротез из титанового материала генерируются плотные врастания костной ткани в поверхность имплантанта. Высокопрочная ненапряженная фиксация имплантанта обеспечивается возникновением устойчивой химической связи остеогенной ткани с окисным слоем титана. According to [5], when the magnitude of the relative deformations at the articulation interface is greater than 0.03 mm, the growth of high-strength osteogenic tissue in the implant roughness is suppressed, which leads to the formation of fragile fibrous tissue or a false joint in such areas. With micro-mobility less than 0.03 mm and the absence of local overloads in the bone-endoprosthesis assemblies, dense bone growths are generated from the titanium material into the implant surface. High-strength, unstressed fixation of the implant is ensured by the emergence of a stable chemical bond between the osteogenic tissue and the titanium oxide layer.
Известна ножка ЭТС с изменяющимися характеристиками упругости продольного стержня [6]. Конструкция этой ножки содержит опорный элемент с центральной распоркой в форме тонкого продольного стержня и дополнительными более короткими распорками. На опорном элементе смонтирован массив стержня, состоящий из набора чередующихся дисков, имеющих различную конструкционную упругость, например сплошных металлических дисков и дисков из материала с сетчатой структурой. Для фиксации набора дисков дистальный конец стержня выполнен в виде металлического колпачка, который скреплен с центральной распоркой резьбовым соединением. Known leg ETS with changing characteristics of the elasticity of the longitudinal rod [6]. The design of this leg comprises a support element with a central spacer in the form of a thin longitudinal rod and additional shorter spacers. An array of the rod is mounted on the support element, consisting of a set of alternating disks having different structural resilience, for example, solid metal disks and disks of a material with a mesh structure. To fix the set of disks, the distal end of the rod is made in the form of a metal cap, which is fastened with a central spacer by a threaded connection.
Известная конструкция позволяет в определенной мере варьировать жесткость ножки в осевом направлении, что улучшает условия сохранения анатомо-биологического и биомеханического равновесия сборки кость - эндопротез. The known design allows to a certain extent to vary the stiffness of the legs in the axial direction, which improves the conditions for maintaining the anatomical and biological and biomechanical equilibrium of the assembly of the bone - endoprosthesis.
Недостатком конструкции является ограниченная возможность варьирования жесткости опорного элемента ножки и конструкционная громоздкость массива стержня. Кроме того, симметричная форма поперечных сечений снижает аксиальную и нутационную устойчивость ножки и может вызвать ротацию ножки. The disadvantage of the design is the limited ability to vary the stiffness of the support element of the legs and the structural bulkiness of the rod array. In addition, the symmetrical shape of the cross sections reduces the axial and nutational stability of the legs and can cause rotation of the legs.
В качестве прототипа предлагаемого изобретения модели принята ножка ЭТС [7], содержащая выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой наклонную опорную площадку, имеющую оптимизированную форму установочной поверхности, и продольный стержень с прямой латеральной и фигурно изогнутой медиальной стенками. Дистальный конец стержня имеет коническую форму, а проксимальный - клиновидную с плоскими передней и задней стенками и полукруглым завершением со стороны латеральной стенки. В крайне проксимальной части стержня у опорной площадки сужающаяся часть клина, расположенная со стороны медиальной стенки, срезана в форме плоской грани. Дистальнее срез округляется, и по мере уменьшения поверхности клина при изгибе медиальной стенки сечение стержня приобретает овальную, а затем круглую форму. As the prototype of the proposed invention, the model adopted the leg ETS [7], containing made in one piece neck with an inclined landing cone for the endoprosthesis head, conjugated to the neck of an inclined support platform having an optimized shape of the mounting surface, and a longitudinal shaft with a straight lateral and curved medially curved the walls. The distal end of the rod has a conical shape, and the proximal end is wedge-shaped with a flat front and rear walls and a semicircular end from the side of the lateral wall. In the extremely proximal part of the rod at the supporting platform, the tapering part of the wedge located on the side of the medial wall is cut off in the form of a flat face. The distal section is rounded, and as the surface of the wedge decreases with bending of the medial wall, the cross section of the rod becomes oval, and then round.
Достоинством устройства-прототипа является оптимизация формы и размеров несущих элементов ножки. Принятые углы наклона посадочного конуса (не менее 145o) и плоскости опорной площадки (не менее 65o) по отношению к продольной оси стержня в сочетании с максимизацией установочной поверхности опорной площадки обеспечивают существенное уменьшение роли стержня в передаче нагрузки на кость и сохранение за ним преимущественно функций ротационной и нутационной стабилизации. Это достигается тем, что векторы функциональных нагрузок (1-3)G, направление которых обусловлено действием мышечных сил, не выходят за пределы опорной площадки, которая тем самым воспринимает на себя превалирующую часть нагрузки. Несимметричная форма сечения стержня позволяет исключить ротационные и нутационные перемещения под действием нагрузки, а также увеличить контактную поверхность передачи аксиальной нагрузки со стержня на кость и предотвратить возможность локальной перегрузки отдельных участков в экстремальных условиях.The advantage of the prototype device is the optimization of the shape and size of the bearing elements of the legs. Accepted angles of inclination of the landing cone (not less than 145 o ) and the plane of the supporting platform (not less than 65 o ) with respect to the longitudinal axis of the rod in combination with maximizing the mounting surface of the supporting platform provide a significant reduction in the role of the rod in transferring the load on the bone and preserving it predominantly functions of rotational and nutational stabilization. This is achieved by the fact that the vectors of functional loads (1-3) G, the direction of which is due to the action of muscle forces, do not go beyond the boundaries of the supporting platform, which thereby assumes the prevailing part of the load. The asymmetric cross-sectional shape of the rod eliminates rotational and nutational movements under the action of the load, as well as increases the contact surface of the axial load transfer from the rod to the bone and prevents the possibility of local overload of individual sections in extreme conditions.
Недостатком устройства-прототипа является отсутствие изоэластичности стержня, ввиду чего сохраняется возможность асептического расшатывания ножки. Кроме того, при заявленном соотношении углов наклона посадочного конуса и опорной площадки векторы функциональных нагрузок 4G и более выходят за пределы опорной площадки. Возникающие при этом опрокидывающие моменты сил создают аварийную ситуацию, при которой может произойти вывих головки из ацетабулярной части эндопротеза. The disadvantage of the prototype device is the lack of isoelasticity of the rod, due to which there remains the possibility of aseptic loosening of the legs. In addition, with the stated ratio of the angles of inclination of the landing cone and the supporting platform, the vectors of functional loads of 4G or more go beyond the limits of the supporting platform. The arising overturning moments of forces create an emergency situation in which a dislocation of the head from the acetabular part of the endoprosthesis can occur.
Задачей изобретения является разработка конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава, обеспечивающей функционирование сборки кость - эндопротез в условиях сохранения естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости. The objective of the invention is to develop the design of the isoelastic leg of the hip joint prosthesis, ensuring the functioning of the bone-endoprosthesis assembly while maintaining the natural biophysical and biomechanical processes of bone life.
Для решения поставленной задачи в качестве основы выбрана конструкция ножки-прототипа с уточненным соотношением углов наклона посадочного конуса и опорной площадки. Это позволяет снять со стержня его основную дестабилизирующую функцию передачи функциональных нагрузок на кость. Клиновидная форма проксимального участка стержня обеспечивает его аксиальную, ротационную и нутационную стабилизацию и позволяет существенно повысить изгибную жесткость стержня к действию опрокидывающих моментов сил. To solve this problem, the prototype leg design with the specified ratio of the angles of inclination of the landing cone and the supporting platform was chosen as the basis. This allows you to remove from the core its main destabilizing function of the transfer of functional loads to the bone. The wedge-shaped form of the proximal section of the rod ensures its axial, rotational and nutational stabilization and allows to significantly increase the bending stiffness of the rod to the action of overturning moments of forces.
Изоэластичность ножки достигается введением в стержень упругоэластичных дугообразно изогнутых пластин, чувствительных к аксиальной нагрузке, что позволяет скомпенсировать различие значений продольной деформации кости и жестких участков стержня, сочлененных с костью высокопрочным ненапряженным соединением. The isoelasticity of the leg is achieved by introducing into the rod elastically arcuate curved plates that are sensitive to axial load, which makes it possible to compensate for the difference in the values of the longitudinal deformation of the bone and the hard sections of the rod articulated with the bone by a high-strength unstressed joint.
Расположение выпуклости пластин согласуется с формой естественного S-образного изгиба бедренной кости. The location of the bulge of the plates is consistent with the shape of the natural S-shaped bend of the femur.
Выбор соотношения продольных размеров последовательно расположенных укороченных участков стержня, подбор параметров упругоэластичных пластин, а также придание проксимальному участку стержня свойств гофрированного элемента позволяют достичь микроподвижности жестких участков стержня относительно сопряженной кости не свыше 0,03 мм и тем самым предотвратить возникновение эффекта "рашпиля". The choice of the ratio of the longitudinal sizes of successively located shortened sections of the rod, the selection of parameters of the elastic plates, as well as giving the proximal section of the rod the properties of the corrugated element, make it possible to achieve micromotion of the hard sections of the rod relative to the conjugate bone not more than 0.03 mm and thereby prevent the occurrence of a rasp effect.
Сокращение длины жестких участков стержня и их фиксация в костно-мозговом канале кости без размерного натяга исключают возможность "шунтирования" стержнем кости, сохраняя тем самым естественные условия ее функционирования. Reducing the length of the rigid sections of the shaft and their fixation in the bone marrow canal of the bone without dimensional interference excludes the possibility of “shunting” of the bone shaft, thereby preserving the natural conditions of its functioning.
Сущность изобретения заключается в том, что в ножку эндопротеза тазобедренного сустава, содержащую выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой расширенную книзу наклонную опорную площадку и продольный стержень, дистальный конец которого выполнен коническим, а проксимальный конец имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукруглым завершением со стороны прямой латеральной стенки и округленным срезом сужающейся части клина со стороны фигурно изогнутой медиальной стенки, между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, выполненных в виде дугообразно изогнутых пластин, выпуклости которых расположены у верхней пластины вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки, а у нижней - противоположно выпуклости верхней пластины или со стороны латеральной стенки стержня при расположении пластины поперек плоскости фронтального сечения ножки, между пластинами расположен промежуточный участок стержня, боковая поверхность которого образована отрезками прямых, сопрягающих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, а на опорной площадке выполнены отверстия, расположенные, преимущественно, по линии ее наибольшего поперечного размера с двух сторон стержня между его передней и задней стенками и соответствующими краями опорной площадки. The essence of the invention lies in the fact that in the leg of the hip joint prosthesis, comprising a neck made integrally with an inclined landing cone for the endoprosthesis head, an inclined supporting platform extended downward from the neck and a longitudinal shaft, the distal end of which is tapered and the proximal end has a tapered a shape with flat front and rear walls, a semicircular end from the side of the straight lateral wall and a rounded section of the tapering part of the wedge from the side of a curved After the medial wall, between the proximal and distal portions of the stem, two elastically elastic elements are introduced, made in the form of arched curved plates, the convexities of which are located at the upper plate forward relative to the plane of the frontal section of the leg, and at the bottom - opposite to the convexity of the upper plate or from the side of the lateral wall of the rod at the location of the plate across the plane of the frontal section of the leg, between the plates there is an intermediate section of the rod, the lateral surface of which is Hovhan line segments conjugating respective proximal and distal wall portions of the rod, and on the supporting platform are provided with holes located, preferably, along the line of its greatest transverse dimension of the rod from both sides between the front and rear walls and corresponding edges of the bearing pad.
При этом каждая пластина снабжена по меньшей мере одной сквозной дугообразной прорезью, открытой с торцов пластины. Moreover, each plate is equipped with at least one through arcuate slot open from the ends of the plate.
Кроме того, на проксимальном участке стержня выполнены поперечные сквозные прорези, разомкнутые поочередно сначала со стороны медиальной, а затем со стороны латеральной стенки, а на каждом участке, ограниченном парой встречно направленных прорезей, выполнена по меньшей мере одна сквозная прорезь с равноотстоящими от латеральной и медиальной стенок краями. In addition, transverse through-cuts are made in the proximal portion of the rod, alternately open first from the medial and then from the lateral side of the wall, and at least one through-cut with equally spaced lateral and medial openings is made in each section limited by a pair of counter-directed cuts. the walls are edged.
Сущность изобретения поясняется чертежами, на которых представлены:
фиг. 1 - графики расчетной зависимости продольной деформации бедренной кости и сплошного металлического стержня под действием нагрузки 1G;
фиг. 2 - ножка эндопротеза, вид спереди;
фиг. 3 - ножка эндопротеза, вид со стороны медиальной стенки;
фиг. 4 - поперечные сечения ножки в осевом направлении стержня;
фиг. 5 - проксимальный участок стержня;
фиг. 6, 7 - графики расчетной зависимости продольных перемещений характерных точек "А" и "Б" стержня под действием нагрузки 1G;
фиг. 8 - графики расчетной зависимости продольной деформации ножек различного исполнения под действием нагрузки 1G.The invention is illustrated by drawings, on which:
FIG. 1 - graphs of the calculated dependence of the longitudinal deformation of the femur and a solid metal rod under the action of a load of 1G;
FIG. 2 - endoprosthesis leg, front view;
FIG. 3 - endoprosthesis leg, view from the side of the medial wall;
FIG. 4 - cross-section of the legs in the axial direction of the rod;
FIG. 5 - proximal section of the rod;
FIG. 6, 7 - graphs of the calculated dependence of the longitudinal displacements of the characteristic points "A" and "B" of the rod under the action of a 1G load;
FIG. 8 - graphs of the calculated dependence of the longitudinal deformation of legs of various designs under the action of a 1G load.
Согласно фиг. 2 - 4 ножка ЭТС содержит выполненные за одно целое шейку 1 с посадочным конусом 2 для головки эндопротеза (не показана), наклонную опорную площадку 3 и продольный стержень 4, составленный из пяти последовательно расположенных укороченных участков 5 - 9. According to FIG. 2 - 4, the ETS leg comprises a
Опорная площадка 3 (вид А-А на фиг. 4) имеет овальную форму, образованную плавно сопряженными полуокружностями диаметрами D1 и D2 при их соотношении D1/D2 = (0,7 - 0,85). Плоскость опорной площадки 3 расположена под углом в пределах α = (65o - 67o30') к продольной оси стержня 4. Ось посадочного конуса 2 пересекает опорную площадку 3 в точке местоположения центра O2 полуокружности большего диаметра D2 и расположена под углом β = (145o - 155o30') к продольной оси стержня 4. В области наибольшего поперечного размера (диаметр D2) опорной площадки 3 выполнены два отверстия 10, 11, которые расположены посередине между передней и задней стенками 12, 13 стержня и соответствующими диаметрально противоположными краями опорной площадки 3.The supporting platform 3 (view AA in FIG. 4) has an oval shape formed by smoothly conjugated semicircles with diameters D 1 and D 2 with their ratio D 1 / D 2 = (0.7 - 0.85). The plane of the supporting
Проксимальный, промежуточный и дистальный участки 5, 7 и 9 стержня 4 (жесткие укороченные участки), предназначенные для образования прочного ненапряженного сочленения с костью, сопряжены по форме своих боковых поверхностей. При этом продолжающиеся прямые отрезки латеральных стенок участков 5, 7, 9 формируют прямую латеральную стенку 14 стержня. Наклонная образующая медиальной стенки 15 промежуточного участка 7 расположена на прямой, соединяющей фигурно изогнутый отрезок проксимального участка стенки 15 с ее прямым наклонным отрезком, на дистальном участке 9 стержня. The proximal, intermediate and
Проксимальный участок 5 стержня имеет несимметричное сечение (вид А-А, сечение Б-Б на фиг.4) с прямыми передней и задней стенками 12 и 13, образующими плоскости сужающегося в сторону медиальной стенки 15 клина. Со стороны латеральной стенки 14 прямые 12, 13 замыкаются полуокружностью диаметром d, который равномерно уменьшается в дистальном направлении, определяя коническую форму латеральной стенки 14. Сужающаяся часть клина завершается прямым скосом, который постепенно округляется в дистальном направлении. Ширина а скоса клина неизменна на протяжении всего участка 5. The
Сечение участка 7 (сечение В-В на фиг.4) является промежуточным по форме между сечением клиновидного проксимального участка 5 и круглым сечением конического дистального участка 9 (сечение Г-Г на фиг.4). The section of section 7 (section BB in FIG. 4) is intermediate in shape between the section of the wedge-shaped
На протяжении проксимального участка 5 стержня выполнены поперечные сквозные прорези 16, разомкнутые края которых выходят поочередно сначала на медиальную стенку 15, а затем на латеральную стенку 14, как показано на фиг. 5. Кроме этого, на участках, ограниченных парой встречно направленных прорезей 16, выполнены дополнительные сквозные прорези 17, не выходящие на латеральную и медиальную стенки 14, 15 и равноотстоящие от них. Throughout the
Дистальный участок 9 стержня снабжен цилиндрическим отверстием 18 и продольными прорезями 19, расположенными на передней и задней стенках. The
Участки 6 и 8, расположенные между проксимальным и дистальным участками 5 и 9 стержня и разделенные промежуточным участком 7 стержня, представляют собой упругоэластичные элементы, чувствительные к аксиальной нагрузке. Участки 6, 8 выполнены в виде дугообразно изогнутых пластин. Выпуклость верхней пластины 6 в обоих вариантах исполнения стержня (позиции а) и б) на фиг.2, 3) расположена вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки. Выпуклость нижней пластины 8 в первом варианте исполнения а) расположена назад относительно указанной плоскости, т.е. противоположно выпуклости пластины 6. Во втором варианте исполнения стержня б) пластина 8 расположена поперек плоскости фронтального сечения стержня выпуклостью в сторону латеральной стенки 14 стержня. По ширине b пластины 6, 8 сужаются по мере сужения сечений соответствующих выше- и нижеприлегающих участков стержня. Срезы (торцы) пластины 6 расположены с отступом на 1-2 мм от латеральной и медиальной стенок участков 5, 7 стержня, а срезы пластины 8 - с аналогичным отступом от соответствующих стенок участков 7, 9 в зависимости от варианта исполнения стержня. Высота прогиба δ1, δ2 пластин 6, 8 соответственно составляет 2,2-4 мм при толщине пластин h1, h2 в пределах 2,6-5 мм. Каждая из пластин 6, 8 может быть дополнительно снабжена, от одной (n1, n2 = 1) до трех (n1, n2 = 3) сквозных дугообразных прорезей 20, разомкнутых с торцов пластин.
Продольные размеры l1,..,l5 последовательно расположенных участков 5,... , 9 стержня в единицах длины l укрупненного пояса, равного 1/18 длины L стержня, удовлетворяют соотношениям: l1 = (5-6)•l; l2 = (4-5)•l; l3 = (1-2)•l; l4 = (4-5)•l; l5 = (2-3)•l; (l1+l3+l5) = 1/2•L.The longitudinal dimensions l 1 , .., l 5 of the rod sections 5, ..., 9 in series located in units of the length l of the enlarged belt, equal to 1/18 of the length L of the rod, satisfy the relations: l 1 = (5-6) • l; l 2 = (4-5) • l; l 3 = (1-2) • l; l 4 = (4-5) • l; l 5 = (2-3) • l; (l 1 + l 3 + l 5 ) = 1/2 • L.
Последнее соотношение выбрано из условия оптимизации площади контактной поверхности стержня с костью, необходимой для его стабильной фиксации. The last relation is selected from the condition for optimizing the area of the contact surface of the rod with the bone, which is necessary for its stable fixation.
При длине стержня L = 18 см, принятой в практике эндопротезирования тазобедренных суставов, длина l укрупненного пояса равна 1 см, что соответствует исходным данным о продольной деформации кольцевых сечений бедренной кости, на основе которых была рассчитана зависимость продольной деформации бедренной кости фиг.1. When the length of the rod L = 18 cm, adopted in the practice of hip joint arthroplasty, the length l of the enlarged girdle is 1 cm, which corresponds to the initial data on the longitudinal deformation of the annular sections of the femur, based on which the dependence of the longitudinal deformation of the femur of FIG. 1 was calculated.
Для установки эндопротеза в межвертельной области бедренной кости формируют ложе под посадочную поверхность опорной площадки 3 ножки. Для этого производят резекцию шейки бедренной кости под углом 65o - 67o30' к оси костно-мозгового канала, сохраняя наиболее прочный участок шейки в области дуги Адамса и сохраняя малый вертел. Затем просверливают костно-мозговой канал на длину L коническим сверлом по форме латеральной стенки 14 стержня, после чего относительно полученной базы обрабатывают костное ложе под проксимальную часть 5 стержня. При этом для исключения размерного натяга при установке ножки в костно-мозговой канал обеспечивают следующие допуски на величину зазоров между поверхностью ножки и стенками кости: между опорной площадкой 3 и ложем - до 0,1 мм; между проксимальным участком 5 и ложем - 0,2 - 0,25 мм; между промежуточным участком 7 и ложем - до 0,1 - 0,15 мм; между дистальным участком 9 и ложем - до 0,1 мм.To install the endoprosthesis in the intertrochanteric region of the femur, a bed is formed under the landing surface of the supporting
Вводят ножку в подготовленное отверстие, после чего фиксируют опорную площадку 3 на срезе шейки кости путем установки в отверстия 10, 11 двух крепящих шурупов длиной 20 мм. Указанная фиксация опорной площадки 3 обеспечивает устойчивое пространственное положение стержня 4 в костно-мозговом канале без микроподвижности в период послеоперационной реабилитации. A leg is introduced into the prepared hole, after which the
В дальнейшем прорастающая костная ткань заполняет зазоры между установочными поверхностями участков 5, 7, 9 стержня и костным ложем, а также проникает в поверхностные неровности имплантанта, образуя химическое соединение с окисной пленкой титана, благодаря чему обеспечивается высокопрочная неподвижная и ненапряженная фиксация имплантанта. Subsequently, the sprouting bone tissue fills the gaps between the mounting surfaces of the
Достижение предлагаемой конструкцией ножки условий функционирования сборки эндопротез - кость, обеспечивающих сохранение естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости определяется следующим. Achievement by the proposed design of the leg of the conditions for the functioning of the assembly of the endoprosthesis - bone, ensuring the preservation of the natural biophysical and biomechanical processes of bone life is determined by the following.
Выбранные углы наклона посадочного конуса 2 и опорной площадки 3 позволяют направить вектор функциональной нагрузки 1G, под действием мышечных сил нормально к посадочной поверхности опорной площадки 3 с точкой O2 его приложения в области наибольшего поперечного размера площадки 3. Векторы с увеличенными значениями функциональных нагрузок (2G-4G) проходят при этом через нижний край опорной площадки 3, что исключает возможность возникновения опрокидывающих моментов. Передача через опорную площадку 3 основной доли функциональной нагрузки осуществляется в режимах, характерных для естественного функционирования бедренной кости, а именно: передача напряжения сжатия - по дуге Адамса и нижнему наиболее прочному краю шейки или (в зависимости от величины функциональной нагрузки) передача напряжения сжатия-растяжения - через срез бедренной кости со стороны большого вертела.The selected angles of inclination of the
Таким образом, превалирующую долю функциональных нагрузок воспринимает опорная площадка и сохраненная при резекции под выбранным углом α часть шейки бедренной кости, а стержень выполняет, преимущественно, функцию аксиальной, ротационной и нутационной стабилизации ножки эндопротеза. Thus, the prevailing proportion of functional loads is perceived by the supporting platform and the part of the femoral neck preserved during resection at a selected angle α, and the shaft performs mainly the function of axial, rotational and nutational stabilization of the endoprosthesis leg.
Конусообразная форма латеральной стенки стержня 4 в совокупности с клиновидной формой проксимального участка 5 позволяют в аварийных ситуациях распределить передачу нагрузки по всему периметру контактной поверхности стержня, что исключает локальную перегрузку кости. Кроме того, форма проксимального участка 5 существенно увеличивает изгибную жесткость стержня. The conical shape of the lateral wall of the
Введение в конструкцию ножки упругоэластичных пластин 6, 8, чувствительных к аксиальной нагрузке и обладающих прогибом в осевом направлении стержня, позволяет скомпенсировать продольные перемещения жестких укороченных участков 5, 7, 9 стержня относительно эластичной кости и обеспечить неподвижность сборки кость - эндопротез. The introduction of
При этом расположение выпуклостей пластин 6, 8 по форме S-образного изгиба бедренной кости позволяет сохранить ее эластичность при естественных изгибах и кручении и в то же время увеличить жесткость к изгибам во фронтальной плоскости. Moreover, the location of the convexity of the
В случаях ослабленной кости для придания повышенной эластичности ножке используют стержень по варианту б) расположения нижней пластины 8. Это позволяет скомпенсировать уменьшение поперечной жесткости кости. In cases of weakened bones, in order to give increased elasticity to the leg, a rod is used according to option b) of the location of the
Изоэластичность ножки эндопротеза достигается таким подбором ее параметров, при котором величины продольного перемещения характерных точек "А" и "Б", расположенных в местах сопряжения пластины 6 с проксимальным участком 5 и пластины 8 с промежуточным участком 7 стержня, совпадают или близки по значениям величинам продольной деформации сопряженных поясов бедренной кости. The isoelasticity of the endoprosthesis leg is achieved by such a selection of its parameters that the longitudinal displacement of the characteristic points "A" and "B" located at the junctions of the
Варьирование толщины, высоты прогиба и количества дугообразных прорезей 20 пластин 6, 8 позволяет регулировать чувствительность пластин к аксиальной нагрузке. При этом пластины, сжимаясь, не должны касаться стенок костно-мозгового канала и, кроме того, должны обладать достаточной жесткостью на поперечный изгиб и кручение при естественных изгибах кости. Эти условия определяют выбор указанных параметров пластин в пределах: h1, h2 = 2,5-5 мм, δ1, δ2 = 2,2-4 мм, n1, n2 = 1-3. Возможность корректного подбора величин продольного перемещения ΔlA, ΔlБ характерных точек "А" и "Б" в диапазоне изменения продольной деформации бедренной кости (фиг.1), иллюстрируется графиками расчетных зависимостей ΔlA=f(h) и ΔlБ=f(h) фиг.6 и фиг.7, соответственно. Расчеты зависимости ΔlA=f(h) (фиг.6) для пластины 6 выполнялись при постоянных высоте дуги прогиба δ1 = 3,6 мм, ширине пластины на уровне выпуклости b1 = 13,5 мм при изменении толщины h1 от 2,5 до 4,9 мм с шагом 0,1 мм. Обозначение графиков зависимостей сплошной пластины и пластин с одной - тремя прорезями 20 (n1 = 1,...,3) приведено на фиг.6. Расчет зависимости ΔlБ= f(h) (фиг.7) был выполнен при следующих параметрах пластины 8: δ2 = 2,3 мм, b2 = 10,0 мм, h2 = 2,5-4,9 мм, n2 = 1,...,3.Varying the thickness, deflection height and the number of arcuate slots of 20
На основе зависимостей фиг.6, 7 можно изменять деформационную характеристику стержня, задавая требуемые значения перемещения характерных точек "А" и "Б", местоположение которых определяется соответствующим номером укрупненного пояса и зависит от соотношения продольных размеров l1,...,l5 жестких и упругоэластичных участков стержня 4.Based on the dependences of FIGS. 6, 7, it is possible to change the deformation characteristic of the rod by setting the required values for the displacement of characteristic points “A” and “B”, the location of which is determined by the corresponding number of the enlarged belt and depends on the ratio of longitudinal sizes l 1 , ..., l 5 hard and elastically elastic sections of the
Примеры I - V возможного выполнения стержней при различных соотношениях продольных размеров l1,...,l5 участков 5 - 9 и различных параметрах пластин 6, 8 приведены в таблице.Examples I - V of the possible implementation of the rods for various ratios of longitudinal sizes l 1 , ..., l 5 sections 5 - 9 and various parameters of the
На фиг.8 представлены графики расчетных зависимостей продольной деформации Δl стержней I - V при нагрузке 1G в сопоставлении с зависимостями бедренной кости и сплошного металлического стержня. По оси абсцисс отложены порядковые номера укрупненных поясов, начиная от опорной площадки стержня, а по оси ординат - величины продольной деформации Δl.
Сопоставление зависимостей (фиг.8) показывает, что в отличие от сплошного металлического стержня все ножки предлагаемой конструкции имеют нелинейную характеристику продольной деформации.On Fig presents graphs of the calculated dependences of the longitudinal strain Δl of the rods I - V at a load of 1G in comparison with the dependences of the femur and a solid metal rod. The abscissa axis shows the serial numbers of enlarged belts, starting from the support area of the rod, and the longitudinal strain Δl along the ordinate axis.
A comparison of the dependences (Fig. 8) shows that, unlike a solid metal rod, all legs of the proposed design have a non-linear characteristic of longitudinal deformation.
Величина микросдвига характерной точки "Б" относительно сопряженного пояса кости (порядковые номера 9, 11 и 12) не превышает 0,01 мм у любого из приведенных примеров исполнения ножки. The magnitude of the micro-shift of the characteristic point "B" relative to the conjugated belt of the bone (
Различие величин деформации ножки и кости наиболее существенно на проксимальном участке 5 и возрастает по мере его удлинения. У ножки I при длине l1 равной шести укрупненным поясам, величина микросдвига характерной точки "А" достигает 0,03 мм. При l1 = 3 (IV-й пример) это различие уменьшается до 0,001 мм. Однако такое укорочение проксимального участка стержня нецелесообразно ввиду снижения устойчивости стержня при существенном сокращении контактной поверхности с костью. Кроме этого, снижается изгибная жесткость ножки.The difference between the deformation of the legs and bones is most significant in the
Наилучшее согласование с характеристикой бедренной кости имеет ножка по примеру V с достаточно протяженным проксимальным участком 5 (l1 = 6), который снабжен поперечными прорезями 16 и 17, укороченным промежуточным участком 7 (l3 = 1) и средним размером дистального участка 9 (l5 = 2). В соответствии с фиг.5 на проксимальном участке стержня V-го примера выполнено по три прорези 16, разомкнутых на латеральную стенку 14 и медиальную стенку 15 стержня, и по одной прорези 17 на каждом участке, ограниченном парой встречно направленных прорезей 16. Как показано в [8], преобразуемый прорезями проксимальный участок 5 стержня становится гофрированным упругоэластичным элементом, аксиальные прогибы которого под действием функциональной нагрузки могут быть доведены до значений, соизмеримых с величинами продольной деформации сопряженных поясов кости. При этом конструктивные особенности сплошного проксимального участка, определяющие устойчивость и изгибную жесткость ножки, сохраняются и при его выполнении с прорезями.The leg in accordance with Example V has the best agreement with the characteristic of the femur with a sufficiently long proximal section 5 (l 1 = 6), which is equipped with
Приведенные примеры показывают, что ножки ЭТС предлагаемой конструкции действительно могут работать согласно с сопряженным костным материалом. Благодаря этому из сборки выносится эффект "рашпиля". Последовательное введение в стержень упругоэластичных участков позволяет разорвать характерную для сплошных стержней жесткую связь между опорной площадкой и дистальным окончанием ножки и распределить по длине стержня укороченные зоны контактных поверхностей имплантанта и кости. При этом стабильное положение ножки в кости достигается без размерного натяга, и тем самым устраняется возможность возникновения жесткого "шунтирования", которое нарушает естественный механизм функционирования кости. The above examples show that the legs of the ETS of the proposed design can actually work according to the conjugated bone material. Due to this, the rasp effect is taken out of the assembly. The sequential introduction of elastic sections into the rod allows breaking the rigid connection characteristic of solid rods between the support platform and the distal end of the leg and distributing the shortened zones of the contact surfaces of the implant and bone along the length of the rod. In this case, a stable position of the leg in the bone is achieved without dimensional interference, and this eliminates the possibility of a hard "bypass", which violates the natural mechanism of bone functioning.
Промышленная применимость изобретения определяется тем, что предлагаемая ножка эндопротеза может быть изготовлена в соответствии с приведенными чертежами и описанием из обычно используемых в практике эндопротезирования титановых сплавов (например, марки ВТ-6) путем механической и электроэрозионной обработки монолитной заготовки по традиционной технологии и использована по своему прямому назначению. Industrial applicability of the invention is determined by the fact that the proposed endoprosthesis leg can be made in accordance with the drawings and description of titanium alloys (for example, VT-6 grade) commonly used in practice by mechanical and electrical discharge machining of a monolithic workpiece using traditional technology and used in its own way. intended use.
Список литературы
1. Авторское свидетельство СССР N 1584938, A 61 F 2/32, 15.08.90.List of references
1. USSR author's certificate N 1584938, A 61
2. Заявка Франции N 2619704, A 61 F 2/30, 02.12.87. 2. Application of France N 2619704, A 61
3. Вильямс Д.Ф., Роуф Р. Имплантанты и хирургии. - М.: Медицина, 1978. 3. Williams DF, Rough R. Implants and surgery. - M .: Medicine, 1978.
4. Reddy A.H. Implantant-stimulated interface reaction during collagen's bonematrix induced formation. -J. Biomed. Mater. Res. - 1985 -vol. 19, N 3. -p. 233-239. 4. Reddy A.H. Implantant-stimulated interface reaction during collagen's bonematrix induced formation. -J. Biomed. Mater. Res. - 1985 -vol. 19,
5. Pillar P.M. Porous-surfaced metallic implants for orthopedic application. - J. Biomed. Mater. Res. - 1987, vol. 21, N A1, p. 1-33. 5. Pillar P.M. Porous-surfaced metallic implants for orthopedic application. - J. Biomed. Mater. Res. - 1987, vol. 21, N A1, p. 1-33.
6. Заявка Франции N 2656578, A 61 F 2/30, 05.07.91. 6. Application of France N 2656578, A 61
7. РФ, свидетельство на полезную модель N 1961, A 61 F 2/32, 16.04.96. 7. RF, certificate for utility model N 1961, A 61
8. Патент РФ N 2082357, A 61 F 2/32, 07.06.97. 8. RF patent N 2082357, A 61
Claims (3)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU98105318A RU2134087C1 (en) | 1998-03-17 | 1998-03-17 | Crus of endoprosthesis of hip joint |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU98105318A RU2134087C1 (en) | 1998-03-17 | 1998-03-17 | Crus of endoprosthesis of hip joint |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2134087C1 true RU2134087C1 (en) | 1999-08-10 |
Family
ID=20203765
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU98105318A RU2134087C1 (en) | 1998-03-17 | 1998-03-17 | Crus of endoprosthesis of hip joint |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2134087C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2600056C2 (en) * | 2010-05-12 | 2016-10-20 | Смит Энд Нефью Ортопедикс Аг | Improved hip joint prosthesis |
-
1998
- 1998-03-17 RU RU98105318A patent/RU2134087C1/en not_active IP Right Cessation
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2600056C2 (en) * | 2010-05-12 | 2016-10-20 | Смит Энд Нефью Ортопедикс Аг | Improved hip joint prosthesis |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5755800A (en) | Modular joint prosthesis augmentation system | |
| US4659331A (en) | Prosthesis interface surface and method of implanting | |
| US5941911A (en) | Orthopedic prosthesis employing bone screws and cement | |
| PAPPAS et al. | Cylindrical total ankle joint replacement: surgical and biomechanical rationale | |
| US5549684A (en) | Artificial knee joint | |
| US4851008A (en) | Bone implant prosthesis with substantially stress-free outer surface | |
| EP1596766B1 (en) | Intrinsic stability in a total hip stem | |
| EP0850606B1 (en) | Modular joint prosthesis stabilization and augmentation system | |
| US5514184A (en) | Artificial joint having porous portion | |
| EP0337757B1 (en) | Endoprostheses with bone resorption preventing means | |
| US20130345816A1 (en) | Artificial intervertebral disc | |
| EP0985385B1 (en) | Implantable prosthesis with bone engaging ribs | |
| US5509935A (en) | Intramedullary implant with optimized geometric stiffness | |
| CA2147611A1 (en) | Trapezial implant | |
| EP1547548B1 (en) | Junction for a medical modular implant | |
| JPH10502847A (en) | Proximal conical stem | |
| EP0821923B1 (en) | A not cemented femoral stem for a hip prosthesis | |
| RU2134087C1 (en) | Crus of endoprosthesis of hip joint | |
| JP4290258B2 (en) | Acetabular cup and joint prosthesis | |
| WO1989010730A1 (en) | Hip joint femoral prosthesis | |
| RU9717U1 (en) | HIP Joint Endoprosthesis Leg | |
| RU8241U1 (en) | HIP Joint Endoprosthesis Leg | |
| US20050043809A1 (en) | Osteoprosthesis component | |
| RU2082357C1 (en) | Endoprosthesis prop | |
| JP2732058B2 (en) | Artificial joint |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20070318 |