RU2339342C1 - Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation - Google Patents
Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation Download PDFInfo
- Publication number
- RU2339342C1 RU2339342C1 RU2007118441/14A RU2007118441A RU2339342C1 RU 2339342 C1 RU2339342 C1 RU 2339342C1 RU 2007118441/14 A RU2007118441/14 A RU 2007118441/14A RU 2007118441 A RU2007118441 A RU 2007118441A RU 2339342 C1 RU2339342 C1 RU 2339342C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- implant
- bone
- spring
- wire
- fixing
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Prostheses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, а именно к ортопедии и нейрохирургии, и предназначено для замещения костных и хрящевых дефектов, например, поврежденных межпозвонковых дисков и тел позвонков при стабилизации позвоночника.The invention relates to medicine, namely to orthopedics and neurosurgery, and is intended to replace bone and cartilage defects, for example, damaged intervertebral discs and vertebral bodies during spinal stabilization.
Замещение хрящевых и костных структур является обычной процедурой при повреждениях конечностей, образовании ложных суставов, а также при стабилизации позвоночника при операциях по поводу дегениративно-дистрофических заболеваний или переломов тел позвонков. Обычно замещение удаленных во время операции тканей осуществляют с помощью имплантата (кейджа), изготовленного из металла, керамики или полимерного материала (Берснев В.П., Давыдов Е.А., Кондаков Е.Н. Хирургия позвоночника, спинного мозга и периферических нервов. - СПб: Специальная литература, 1998. - 368 с.: ил.)The replacement of cartilage and bone structures is a common procedure for injuries to the extremities, the formation of false joints, as well as for stabilization of the spine during operations for degenerative-dystrophic diseases or fractures of vertebral bodies. Typically, the replacement of tissues removed during surgery is carried out using an implant (cage) made of metal, ceramics or polymer material (Bersnev V.P., Davydov E.A., Kondakov E.N. Surgery of the spine, spinal cord and peripheral nerves. - St. Petersburg: Special Literature, 1998. - 368 p.: Ill.)
Однако такие имплантаты имеют два серьезных недостатка. Во-первых, изготовленные из монолитного материала они не могут интегрироваться с костной тканью. Попытка устранить этот недостаток с помощью различных отверстий в имплантате не обеспечивает успех, так как самопроизвольное прорастание костной ткани в полости диаметром более 1 мм протекает крайне медленно, а изготовление в имплантате отверстий меньшего размера представляет значительные технологические трудности. В результате этого возможна миграция имплантата и развитие нестабильности в месте перелома конечности или оперированного сегмента позвоночника. Во-вторых, жесткость имплантатов из монолитного материала значительно выше жесткости костных структур, которые имплантат замещает. Это связано с тем, что модуль упругости керамики (380 ГПа), стали (210 ГПа) и титана (110 ГПа) во много раз больше модуля упругости кости (1,5-10 ГПа). Поэтому функциональные нагрузки, действующие на конечности или позвоночник, вызывают несоответствие деформаций между костными структурами и имплантатом. В результате этого на границе кость - имплантат возникают значительные напряжения, приводящие к резорбции кости, имплантат «вминается» в кость.However, such implants have two serious drawbacks. Firstly, made of monolithic material, they cannot integrate with bone tissue. An attempt to eliminate this drawback with the help of various holes in the implant does not ensure success, since spontaneous germination of bone tissue in a cavity with a diameter of more than 1 mm is extremely slow, and the manufacture of smaller holes in the implant presents significant technological difficulties. As a result of this, migration of the implant and the development of instability at the site of a fracture of a limb or operated segment of the spine are possible. Secondly, the stiffness of implants made of monolithic material is much higher than the stiffness of the bone structures that the implant replaces. This is due to the fact that the elastic modulus of ceramics (380 GPa), steel (210 GPa) and titanium (110 GPa) is many times greater than the elastic modulus of bone (1.5-10 GPa). Therefore, the functional loads acting on the limbs or spine cause a mismatch of deformations between the bone structures and the implant. As a result of this, significant stresses arise at the bone-implant border leading to bone resorption, the implant is “crushed” into the bone.
Частично указанные недостатки устранены в «Устройстве для переднего спондилодеза» (а.с. СССР №1526675, А61В 17/60), в котором имплантат цилиндрической формы выполнен из пористого никелида титана с коэффициентом пористости 50-60% и со средним размером сквозных и закрытых пор 150-250 мкм. Однако из-за особенностей технологии получения пористого никелид титана (самораспростроняющийся высокотемпературный синтез) химический состав в отдельных частях имплантата отличается от стехиометрического состава никелида титана (50 ат.% титана - 50 ат.% никеля), что влечет за собой резкое снижение коррозионной стойкости и увеличение выхода токсичных ионов никеля из имплантата в организм. Кроме того, большая часть пор в таком материале являются закрытыми, а следовательно, не могут прорастать костной тканью, что ограничивает возможности интеграции имплантата с костью.Partially indicated disadvantages were eliminated in the “Device for anterior fusion” (AS USSR No. 1526675, АВВ 17/60), in which the cylindrical implant is made of porous titanium nickelide with a porosity coefficient of 50-60% and with an average size of through and closed then 150-250 microns. However, due to the features of the technology for producing porous titanium nickelide (self-propagating high-temperature synthesis), the chemical composition in individual parts of the implant differs from the stoichiometric composition of titanium nickelide (50 at.% Titanium - 50 at.% Nickel), which entails a sharp decrease in corrosion resistance and an increase in the release of toxic nickel ions from the implant into the body. In addition, most of the pores in such a material are closed, and therefore cannot grow through bone tissue, which limits the possibility of integration of the implant with the bone.
Там же описано устройство для закрепления имплантата, содержащее пружину из никелида титана и штифты. Однако данное устройство не позволяет провести гарантированное закрепление имплантата в телах позвонков. Это связано с тем, что усилия пружины может быть недостаточно, чтобы внедрить цилиндрический штифт в тела позвонков. В то же время, если штифт внедрился в позвонок, то, из-за того, что он не связан с имплантатом, возможна его дальнейшая миграция и потеря закрепляющего действия. Так как свойства костной ткани позвонков могут меняться в широких пределах в зависимости от пола, возраста и заболевания пациента, то подобрать необходимое усилие пружины для правильного внедрения цилиндрического штифта в тела позвонков практически невозможно. Поэтому использование устройства, выбранного в качестве прототипа, чревато в некоторых случаях осложнениями, вызванными миграцией имплантата или даже его вывихом.A device for fixing an implant is also described therein, comprising a titanium nickelide spring and pins. However, this device does not allow for guaranteed fixation of the implant in the vertebral bodies. This is due to the fact that the spring force may not be enough to introduce a cylindrical pin into the vertebral bodies. At the same time, if the pin has penetrated the vertebra, then, due to the fact that it is not connected with the implant, its further migration and the loss of the fixing action are possible. Since the properties of the bone tissue of the vertebrae can vary widely depending on the gender, age and disease of the patient, it is almost impossible to choose the necessary spring force for the correct insertion of a cylindrical pin into the vertebral bodies. Therefore, the use of a device selected as a prototype is fraught in some cases with complications caused by the migration of the implant or even its dislocation.
Задачей предложенного технического решения в части имплантата является создание имплантата для замещения костных структур из биологически инертного материала, содержащего сквозные поры, обеспечивающие оптимальные условия для остеоинтеграции, с жесткостью, приближенной к жесткости костных и хрящевых структур.The objective of the proposed technical solution in terms of the implant is to create an implant for replacing bone structures from a biologically inert material containing through pores that provide optimal conditions for osseointegration, with rigidity close to the rigidity of bone and cartilage structures.
Задачей предложенного технического решения в части устройства для закрепления имплантата является обеспечение надежной фиксации имплантата в телах смежных позвонков за счет изменения формы штифтов и принципов внедрения его в костные структуры.The objective of the proposed technical solution in terms of the device for fixing the implant is to ensure reliable fixation of the implant in the bodies of adjacent vertebrae by changing the shape of the pins and the principles of its introduction into the bone structure.
Технический результат заключается в снижении осложнений в послеоперационный период за счет механической совместимости поведения системы кость - имплантат при функциональных нагрузках и в обеспечении полного прорастания имплантата за счет сквозных пор и повышении надежности его закрепления в телах смежных позвонков.The technical result is to reduce complications in the postoperative period due to the mechanical compatibility of the behavior of the bone - implant system under functional loads and to ensure the complete germination of the implant due to through pores and to increase the reliability of its fixation in the bodies of adjacent vertebrae.
Поставленная задача в части имплантата решается за счет того, что имплантат для замещения костных и хрящевых структур с коэффициентом пористости 50-60%, представляет собой каркас, изготовленный из металлической проволоки, соединенной диффузионной сваркой, и выполненный в виде цилиндрической втулки, образованной спирально навитой проволокой с последующим укладыванием витков вдоль оси втулки, обладающий жесткостью от 1000 до 5000 Н/мм при среднем размере открытых пор от 150 до 600 мкм.The task in terms of the implant is solved due to the fact that the implant for replacing bone and cartilage structures with a porosity coefficient of 50-60%, is a frame made of metal wire connected by diffusion welding, and made in the form of a cylindrical sleeve formed by helically wound wire followed by laying turns along the axis of the sleeve, having a rigidity of from 1000 to 5000 N / mm with an average open pore size of from 150 to 600 microns.
Каркас целесообразно изготавливать из титана или его сплавов.The frame is expediently made of titanium or its alloys.
Для закрепления имплантата в кости каркас содержит, по крайней мере, один элемент крепления.To fix the implant in the bone, the frame contains at least one fastening element.
Имплантат может быть соединен диффузионной сваркой с другим имплантатом для его обеспечения прорастания костной тканью. Так, при изготовлении габаритных имплантатов, выполняющих опорную функцию, каркас из металлической проволоки может быть соединен с другим имплантатом, изготовленным из монолитного материала с помощью диффузионной сварки.The implant can be connected by diffusion welding with another implant to ensure its germination by bone tissue. So, in the manufacture of dimensional implants that perform a supporting function, the metal wire frame can be connected to another implant made of monolithic material using diffusion welding.
Диаметр проволоки и схема ее изгиба выбираются в зависимости от размеров имплантата так, чтобы обеспечить ему жесткость от 1000 до 5000 Н/мм. Так, для уменьшения жесткости имплантата необходимо использовать проволоку меньшего диаметра и ограничивать количество пересечений проволоки между слоями в имплантате. Например, при свивании проволоки в спираль необходимо увеличить ее диаметр.The diameter of the wire and the scheme of its bending are selected depending on the size of the implant so as to provide it with a rigidity of 1000 to 5000 N / mm. So, to reduce the rigidity of the implant, it is necessary to use a wire of smaller diameter and to limit the number of intersections of the wire between the layers in the implant. For example, when twisting a wire into a spiral, it is necessary to increase its diameter.
Оптимальный размер пор для обеспечения условий остеоинтеграции кости с имплантатом лежит в пределах от 150 до 600 мкм.The optimal pore size to ensure the conditions of osseointegration of the bone with the implant lies in the range from 150 to 600 microns.
Принципиально схема переплетения отдельных элементов проволоки может быть произвольная, в том числе в виде «путанки». Однако для обеспечения стабильного уровня прочностных свойств соединения этих элементов целесообразно свивать в виде спирали, отдельные витки которой при последующей диффузионной сварке имплантата будут иметь определенное количество точек физико-химического контакта сварного соединения.Fundamentally, the pattern of interweaving of individual elements of the wire can be arbitrary, including in the form of "tangle". However, to ensure a stable level of strength properties of the connection of these elements, it is advisable to twist in the form of a spiral, individual turns of which during the subsequent diffusion welding of the implant will have a certain number of points of physicochemical contact of the welded joint.
Поставленная задача в части устройства для закрепления имплантата решается за счет того, что устройство содержит пружину, изготовленную из никелида титана с эффектом памяти формы, для размещения в отверстии втулки и расположенные на концах пружины элементы фиксации, снабженные опорной площадкой, с одной стороны которой выполнен конус для фиксации в костных структурах, а с другой стороны - цилиндр для закрепления в пружине.The task in part of the device for fixing the implant is solved due to the fact that the device contains a spring made of titanium nickelide with shape memory effect for placement in the bore of the sleeve and the fixing elements located at the ends of the spring, equipped with a support platform, on one side of which a cone is made for fixation in bone structures, and on the other hand, a cylinder for fixing in the spring.
Конусная часть штифта обеспечивает легкое внедрение в спонгиозную кость, например, смежного позвонка, а опорная площадка ограничивает величину внедрения тем, что усилия пружины распределяются на большую площадь этой площадки. Удержание штифта от возможной миграции обеспечивается тем, что пружина имеет внутренний диаметр спирали, равный или меньший диаметру цилиндра с обратной от конуса стороны штифта. В охлажденном состоянии пружина может быть легко надета на цилиндр штифта и после нагрева надежно удерживать штифт. Высота опорной пластины штифта должна быть не меньше диаметра внутреннего отверстия в имплантате, чтобы исключить риск вывихивания штифта из имплантата при действии сдвигающих нагрузок на границе имплантат - кость.The conical part of the pin provides easy insertion into the spongy bone, for example, of the adjacent vertebra, and the support area limits the amount of implementation by the fact that the spring forces are distributed over a large area of this area. The retention of the pin from possible migration is ensured by the fact that the spring has an internal diameter of the spiral equal to or smaller than the diameter of the cylinder on the opposite side of the pin from the cone. When chilled, the spring can easily be put on the pin cylinder and hold the pin securely after heating. The height of the pin support plate should not be less than the diameter of the internal hole in the implant in order to exclude the risk of dislocation of the pin from the implant under the action of shear loads at the implant - bone interface.
Имплантат изготавливается из проволоки титана марки ВТ1-0 или Grade 2 или сплавов титана, разрешенных для изготовления имплантатов (ВТ6, ВТ20 и др.). Проволока изгибается, например, в спираль, укладывается по форме имплантата и подвергается диффузионной сварке. Температура и давление при диффузионной сварке подбираются таким образом, чтобы обеспечить надежное соединение в точках контакта проволоки в местах ее пересечения между отдельными витками. Диаметр проволоки и схема ее изгиба выбираются в зависимости от размеров имплантата так, чтобы обеспечить ему жесткость от 1000 до 5000 Н/мм. Меньшие значения жесткости имплантата будут приводить к чрезмерной его деформации при функциональных нагрузках и, как следствие, к снижению циклической долговечности в результате разрушения точечных диффузионных соединений. При жесткости свыше 5000 Н/мм при действии функциональных нагрузок основная деформация происходит в костных структурах, что повышает вероятность резорбции кости вокруг имплантата. Так, для уменьшения жесткости имплантата необходимо использовать проволоку меньшего диаметра и ограничивать количество пересечений проволоки между слоями в имплантате. Например, при свивании проволоки в спираль необходимо увеличить ее диаметр.The implant is made of titanium wire grade VT1-0 or Grade 2 or titanium alloys allowed for the manufacture of implants (VT6, VT20, etc.). The wire is bent, for example, in a spiral, laid in the shape of the implant and subjected to diffusion welding. The temperature and pressure during diffusion welding are selected in such a way as to ensure a reliable connection at the points of contact of the wire at the points of its intersection between the individual turns. The diameter of the wire and the scheme of its bending are selected depending on the size of the implant so as to provide it with a rigidity of 1000 to 5000 N / mm. Lower values of the implant stiffness will lead to its excessive deformation under functional loads and, as a result, to a decrease in cyclic durability as a result of the destruction of point diffusion compounds. With stiffness above 5000 N / mm under the action of functional loads, the main deformation occurs in the bone structures, which increases the likelihood of bone resorption around the implant. So, to reduce the rigidity of the implant, it is necessary to use a wire of smaller diameter and to limit the number of intersections of the wire between the layers in the implant. For example, when twisting a wire into a spiral, it is necessary to increase its diameter.
На фиг.1 изображен общий вид заявляемого устройства, который может быть использован для замещения дефектов трубчатых костей и протезирования тел позвонков.Figure 1 shows a General view of the inventive device, which can be used to replace defects in tubular bones and prosthetics of vertebral bodies.
Пример конструкции имплантата и технологии его установкиAn example of implant design and installation technology
Имплантат для замещения тела шейного позвонка изготовлен из проволоки (диаметром 1 мм) титана марки ВТ1-0 или Grade 2. Проволока навита в виде спирали с внутренним диаметром 2 мм и сплющена в полосу со смещением витков на половину их диаметра (фиг.2). Полученная полоса укладывается по спирали в оснастку с внутренним диаметром D1=13 мм и подвергается диффузионной сварке. В результате этого получается цилиндр с внутренним отверстием диаметром D2~4 мм (фиг.3). Длина цилиндра (L) в зависимости от целей использования имплантата может меняться от 5 до 30 мм и задается длиной исходной проволоки и количеством витков полосы, укладываемой в оснастке. Жесткость имплантата при осевой нагрузке при указанных выше параметрах его конструкции меняется от 1500 до 4000 Н/мм при уменьшении его длины от 30 до 5 мм, что соответствует жесткости позвонков аналогичных высот. Имплантат содержит только сквозные поры со средним размером 500 мкм, что является оптимальным с точки зрения остеоинтеграции.The implant for replacing the body of the cervical vertebra is made of VT1-0 or Grade 2 titanium wire (1 mm in diameter). The wire is wound in the form of a spiral with an inner diameter of 2 mm and is flattened into a strip with a displacement of the turns by half their diameter (Fig. 2). The resulting strip is helically laid in a snap with an inner diameter of D 1 = 13 mm and is subjected to diffusion welding. The result is a cylinder with an inner hole with a diameter of D 2 ~ 4 mm (figure 3). The length of the cylinder (L), depending on the purpose of use of the implant, can vary from 5 to 30 mm and is determined by the length of the original wire and the number of turns of the strip laid in the snap. The rigidity of the implant under axial load at the above design parameters varies from 1500 to 4000 N / mm with a decrease in its length from 30 to 5 mm, which corresponds to the rigidity of the vertebrae of similar heights. The implant contains only through pores with an average size of 500 μm, which is optimal from the point of view of osseointegration.
Для того чтобы зафиксировать имплантат в смежных костных фрагментах, он может содержать один или несколько элементов крепления, которые могут быть соединены с имплантатом диффузионной сваркой одновременно со сваркой проволочного каркаса. На фиг.4 показан общий вид цилиндрического имплантата, с торцов которого приварены пластины с шипами для закрепления в спонгиозной кости смежных позвонков.In order to fix the implant in adjacent bone fragments, it can contain one or more fastening elements, which can be connected to the implant by diffusion welding simultaneously with welding of the wire frame. Figure 4 shows a General view of a cylindrical implant, from the ends of which are welded plates with spikes for fixing in the spongy bone of adjacent vertebrae.
Для надежной фиксации имплантата, выполненного в виде цилиндрической втулки (высота которой может более чем в два раза превышать ее диаметр), в телах смежных позвонков и избежания его миграции до прорастания костной тканью можно использовать заявляемое устройство для закрепления. Оно состоит из штифта, выполненного из титана марки ВТ1-0 (возможно использование титановых сплавов ВТ6, ВТ16 или аналогичных) (фиг.5а), и пружины из сплава ТН1 на основе никелида титана, обладающего эффектом памяти формы (фиг.5б). Штифт содержит опорную площадку (2) в виде цилиндра с диаметром, равным или меньшим диаметру внутреннего отверстия имплантата (D2), и высотой не меньше диаметра внутреннего отверстия имплантата. В том случае, если высота цилиндра будет меньше диаметра внутреннего отверстия, то возможен риск вывихивания штифта из имплантата при сдвиговых нагрузках на имплантат при функциональных движениях пациента в послеоперационном периоде. В рассматриваемом примере высота опорной площадки составляла 4,5 мм. Штифт также содержит конус (1) для внедрения в тело смежного позвонка и цилиндр (3) для закрепления в пружине. При этом диаметр цилиндра (D3) должен быть не меньше внутреннего диаметра пружины (D4). Это позволяет при охлаждении пружины достаточно легко внедрить в ее внутреннее отверстие цилиндр штифта. После нагрева пружина обжимает цилиндр и надежно фиксирует штифт. В рассматриваемом примере цилиндр имеет диаметр 2 мм, а пружина, выполненная из проволоки диаметром 1,0 мм, имеет внутренний диаметр 1,5 мм.For reliable fixation of the implant, made in the form of a cylindrical sleeve (the height of which can more than double its diameter), in the bodies of adjacent vertebrae and to prevent its migration before germination by bone tissue, you can use the inventive device for fixing. It consists of a pin made of VT1-0 grade titanium (VT6, VT16 or similar titanium alloys can be used) (Fig. 5a), and a spring made of TN1 alloy based on titanium nickelide having a shape memory effect (Fig. 5b). The pin contains a support pad (2) in the form of a cylinder with a diameter equal to or less than the diameter of the inner hole of the implant (D 2 ), and a height not less than the diameter of the inner hole of the implant. In that case, if the height of the cylinder is less than the diameter of the inner hole, then there is a risk of dislocation of the pin from the implant under shear loads on the implant during functional movements of the patient in the postoperative period. In this example, the height of the supporting platform was 4.5 mm. The pin also contains a cone (1) for insertion into the body of an adjacent vertebra and a cylinder (3) for fixing in the spring. In this case, the cylinder diameter (D 3 ) must be not less than the internal diameter of the spring (D 4 ). This allows the pin cylinder to be inserted rather easily into the internal bore when the spring cools. After heating, the spring compresses the cylinder and securely fixes the pin. In this example, the cylinder has a diameter of 2 mm, and a spring made of wire with a diameter of 1.0 mm has an internal diameter of 1.5 mm.
Установка имплантата при компрессионных переломах позвонков (фиг.6а) производится после резекции тела поврежденного позвонка и смежных с ним дисков. В телах ниже- и вышележащих позвонков подготавливаются пазы (6), отвечающие диаметру имплантата (фиг.6б). Подбирается имплантат так, чтобы его длина соответствовала расстоянию между подготовленными пазами. Пружина (4) с двумя штифтами (7), закрепленными на ее концах конусами наружу (фиг.6в), охлаждается в холодном физиологическом растворе с температурой 5-10°С, сжимается и помещается во внутреннее отверстие имплантата (фиг.6г). Расстояние между позвонками увеличивается с помощью расширителя (5) (фиг.5,б) и в пазы вставляется имплантат (фиг.6 д). После снятия расширителя имплантат заклинивается между позвонками. При нагреве пружины закрепляющего устройства до температуры тела человека она расширяется, внедряя конусные части штифтов в тела смежных позвонков. Внедрение штифтов останавливается, когда опорная площадка штифтов упирается в кость. Рана ушивается.Installation of the implant during compression fractures of the vertebrae (Fig.6a) is performed after resection of the body of the damaged vertebra and adjacent disks. In the bodies of the lower and overlying vertebrae, grooves (6) are prepared corresponding to the diameter of the implant (Fig.6b). The implant is selected so that its length corresponds to the distance between the prepared grooves. The spring (4) with two pins (7), fixed at its ends by cones outward (Fig.6c), is cooled in a cold physiological solution with a temperature of 5-10 ° C, is compressed and placed in the inner hole of the implant (Fig.6d). The distance between the vertebrae is increased with the help of an expander (5) (Fig. 5, b) and an implant is inserted into the grooves (Fig. 6 d). After removing the expander, the implant is jammed between the vertebrae. When the spring of the fixing device is heated to the temperature of the human body, it expands, introducing the conical parts of the pins into the bodies of adjacent vertebrae. The insertion of the pins stops when the support area of the pins abuts against the bone. The wound is sutured.
На фиг.7 изображен пример присоединения заявляемого имплантата диффузионной сваркой к другому имплантату. При замещении протяженного дефекта трубчатых костей (8) к полому цилиндрическому имплантату (9) приваривается с двух концов металлический проволочный каркас (10). В результате этого костные фрагменты прорастают в пористый имплантат из проволоки, обеспечивая надежную фиксацию трубчатому имплантату.Figure 7 shows an example of joining the inventive implant by diffusion welding to another implant. When replacing an extended defect in the tubular bones (8), a metal wire frame (10) is welded to the hollow cylindrical implant (9). As a result, bone fragments grow into a porous wire implant, providing reliable fixation to the tubular implant.
Таким образом, заявленный имплантат протезирует (замещает) поврежденные костные структуры, обеспечивает за счет пористой структуры хорошую остеоинтеграцию с близлежащими костными тканями и формирование костного блока. Благодаря тому, что жесткость имплантата близка к жесткости костных структур, которые имплантат замещает, не происходит нарушения совместного биомеханического поведения системы кость - имплантат при функциональных нагрузках и снижается риск осложнений в послеоперационный период. Закрепляющее устройство обеспечивает надежную фиксацию имплантата в телах смежных позвонков и снижает риск его миграции и вывихивания.Thus, the claimed implant prosthetics (replaces) damaged bone structures, due to the porous structure provides good osseointegration with nearby bone tissue and the formation of bone block. Due to the fact that the rigidity of the implant is close to the rigidity of the bone structures that the implant replaces, there is no violation of the joint biomechanical behavior of the bone - implant system under functional loads and the risk of complications in the postoperative period is reduced. The fixing device provides reliable fixation of the implant in the bodies of adjacent vertebrae and reduces the risk of its migration and dislocation.
Claims (5)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007118441/14A RU2339342C1 (en) | 2007-05-18 | 2007-05-18 | Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU2007118441/14A RU2339342C1 (en) | 2007-05-18 | 2007-05-18 | Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2339342C1 true RU2339342C1 (en) | 2008-11-27 |
Family
ID=40193025
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2007118441/14A RU2339342C1 (en) | 2007-05-18 | 2007-05-18 | Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2339342C1 (en) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2564917C2 (en) * | 2014-01-24 | 2015-10-10 | Государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Самарский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации | Bioimplant mixture |
| RU2620494C2 (en) * | 2014-10-23 | 2017-05-25 | Артур Магомедович Омаров | Implant unit for reconstruction of defective bone and method for reconstruction of defective bone |
| RU2641854C2 (en) * | 2015-09-10 | 2018-01-22 | ФГАОУ ВО Севастопольский государственный университет | Torsion intervertebral disk endoprosthesis |
| RU2642722C2 (en) * | 2016-01-12 | 2018-01-25 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Севастопольский государственный университет" | Intervertebral disc endoprosthesis |
| RU2653621C2 (en) * | 2016-05-26 | 2018-05-11 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования (ФГАОУ ВО) Севастопольский государственный университет | Interbody spinal endoprosthesis |
| RU2672282C2 (en) * | 2016-08-03 | 2018-11-13 | Алексей Викторович Грибанов | Method for forming endoprosthesis of vertebral body and endoprosthesis of vertebral body |
| RU2680917C2 (en) * | 2016-05-26 | 2019-02-28 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования (ФГАОУ ВО) Севастопольский государственный университет | Membrane-torsion intervertebral disc endoprosthesis |
| RU2680920C1 (en) * | 2018-03-05 | 2019-02-28 | федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский научный центр "Восстановительная травматология и ортопедия" имени академика Г.А. Илизарова" Министерства здравоохранения Российской Федерации ФГБУ "РНЦ "ВТО" им. акад. Г.А. Илизарова" Минздрава России | Method for filling inside infection with implant |
| RU190442U1 (en) * | 2019-01-10 | 2019-07-01 | Федеральное государственное бюджетное военное образовательное учреждение высшего образования "Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова" Министерства обороны Российской Федерации (ВМедА) | DEVICE FOR INSTALLATION OF IMPLANT FOR REAR SPONDYLODESIS |
| RU2793066C1 (en) * | 2022-02-10 | 2023-03-28 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Северо-Западный государственный медицинский университет им. И.И. Мечникова" Министерства здравоохранения Российской Федерации | Truss reinforcing cage for replacing the removed disc during surgery on the cervical spine performed by an anterior approach, and a jig-injector for its installation |
-
2007
- 2007-05-18 RU RU2007118441/14A patent/RU2339342C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| КОРЖ А.А. и др. Оперативные доступы к грудным и поясничным позвонкам. - М.: Медицина, 1988. * |
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| RU2564917C2 (en) * | 2014-01-24 | 2015-10-10 | Государственное бюджетное образовательное учреждение высшего профессионального образования "Самарский государственный медицинский университет" Министерства здравоохранения Российской Федерации | Bioimplant mixture |
| RU2620494C2 (en) * | 2014-10-23 | 2017-05-25 | Артур Магомедович Омаров | Implant unit for reconstruction of defective bone and method for reconstruction of defective bone |
| RU2641854C2 (en) * | 2015-09-10 | 2018-01-22 | ФГАОУ ВО Севастопольский государственный университет | Torsion intervertebral disk endoprosthesis |
| RU2642722C2 (en) * | 2016-01-12 | 2018-01-25 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования "Севастопольский государственный университет" | Intervertebral disc endoprosthesis |
| RU2653621C2 (en) * | 2016-05-26 | 2018-05-11 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования (ФГАОУ ВО) Севастопольский государственный университет | Interbody spinal endoprosthesis |
| RU2680917C2 (en) * | 2016-05-26 | 2019-02-28 | Федеральное государственное автономное образовательное учреждение высшего образования (ФГАОУ ВО) Севастопольский государственный университет | Membrane-torsion intervertebral disc endoprosthesis |
| RU2672282C2 (en) * | 2016-08-03 | 2018-11-13 | Алексей Викторович Грибанов | Method for forming endoprosthesis of vertebral body and endoprosthesis of vertebral body |
| RU2680920C1 (en) * | 2018-03-05 | 2019-02-28 | федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский научный центр "Восстановительная травматология и ортопедия" имени академика Г.А. Илизарова" Министерства здравоохранения Российской Федерации ФГБУ "РНЦ "ВТО" им. акад. Г.А. Илизарова" Минздрава России | Method for filling inside infection with implant |
| RU190442U1 (en) * | 2019-01-10 | 2019-07-01 | Федеральное государственное бюджетное военное образовательное учреждение высшего образования "Военно-медицинская академия имени С.М. Кирова" Министерства обороны Российской Федерации (ВМедА) | DEVICE FOR INSTALLATION OF IMPLANT FOR REAR SPONDYLODESIS |
| RU2793066C1 (en) * | 2022-02-10 | 2023-03-28 | федеральное государственное бюджетное образовательное учреждение высшего образования "Северо-Западный государственный медицинский университет им. И.И. Мечникова" Министерства здравоохранения Российской Федерации | Truss reinforcing cage for replacing the removed disc during surgery on the cervical spine performed by an anterior approach, and a jig-injector for its installation |
| RU2801029C1 (en) * | 2022-12-18 | 2023-08-01 | Общество с ограниченной ответственностью "Малое Инновационное предприятие Имплант Аддитивные Технологии" | Dental intraosseous conical implant made of alloyed titanium alloys with a nanostructured surface and a method of its manufacturing |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2339342C1 (en) | Implant for replacement of osteal and structures and device for its fixation | |
| US6913622B2 (en) | Artificial disc | |
| US6736850B2 (en) | Vertebral pseudo arthrosis device and method | |
| US6964686B2 (en) | Intervertebral disc replacement prosthesis | |
| US7780708B2 (en) | Implant retaining device | |
| US5749916A (en) | Fusion implant | |
| US9393120B2 (en) | Dynamic surgical implant | |
| US20060149228A1 (en) | Device for dynamically stabilizing bones or bone fragments, especially thoracic vertebral bodies | |
| US20090171394A1 (en) | Devices And Methods For The Treatment Of Facet Joint Disease | |
| CN111920553B (en) | Intervertebral fusion device with protrusions | |
| JP2002345859A (en) | Body implantable component inserted between vertebras of spinal column | |
| US8608784B2 (en) | Dynamic surgical implant | |
| US20060129242A1 (en) | Pseudo arthrosis device | |
| JP2008541852A (en) | Osteoconductive spinal fixation system | |
| JP2004535879A (en) | Bone implantation device | |
| CN109481098B (en) | toe joint prosthesis | |
| CN209154117U (en) | Invasive lumbar fusion device filled with artificial bone | |
| US20220110762A1 (en) | Spinal Prothesis | |
| BR112012000637B1 (en) | DEVICE FOR HIP ARTICULATION AND METHOD | |
| KR100704151B1 (en) | Spinal Fixation Flexible Rod And Spinal Fixation Method Using Thereof | |
| CN114668562A (en) | Novel bioactive zero-notch cervical vertebra fusion cage | |
| RU50110U1 (en) | IMPLANT FOR CONNECTING CALLS OF CALLS | |
| WO2013079753A1 (en) | Device for the treatment of vertebral column disorders |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20200519 |