RU8241U1 - Ножка эндопротеза тазобедренного сустава - Google Patents

Abstract

1. Ножка эндопротеза тазобедренного сустава, содержащая 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, отличающаяся тем, что 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 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.2. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что каждая пластина снабжена по меньшей мере одной сквозной дугообразной прорезью по форме изгиба пластины.3. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что на проксимальном участке стержня выполнены поперечные сквозные про�

Description

НОЖКА ЭНДОПРОТЕЗА ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА

Нолезная модель относится к области травматологии и ортопедии, а именно, к конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава (ЭТС) и может быть использована при оперативном лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний суставов.

Известны конструкции ЭТС со сплошными металлическими ножками 1, 2. Для лучшего согласования с формой медулярного канала кости ножки имеют различную форму и пропорции.

Общим недостатком указанных конструкций является использование высокопрочного сплошного металлического продольного стержня, зафиксированного в костномозговом канале трубчатой кости бесцементной посадкой с размерным натягом, в качестве несущего элемента, осуществляющего передачу превалирующей доли функциональных нагрузок на кость.

Величины прочности и жёсткости 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. ОдноA6 IF 2/32

временно 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.

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.

Количественную оценку различия деформационных характеристик кости и стержня в реальной сборке кость-эндопротез дает сопоставление графиков (фиг. 1) зависимости продольной деформации А1 бедренной кости и сплошного стержня из титана марки ВТ-6 под действием нагрузки Р 70 кГ (1G). По оси ординат, совпадающей с продольной осью стержня и осью медулярного канала кости, отложены номера укрупненных поясов длиной I L/18, где L - длина стержня, равная 18 см. Для определения характеристики бедренной кости бьши 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 сжимается:

-от 0,12 мм в крайне проксимальной части до 0,031 мм у пояса, граничащего с эпифизом;

Расчеты величин продольных деформаций сплошного стержня традиционной ножки ЭТС под аксиальной нагрузкой 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.

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, удваиваетгся 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 разр5Ш1ающего 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.

Новое направление констр5тнрования 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.

Предпосылкой для создания изоэласгичных ножек ЭТС послужили исследования условий, при которых может быть обеспечена устойчивая пространственная и временная стабильность сборки кость-эндопротез.

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.

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.

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 з угость, 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.

Известная конструкция позволяет в определенной мере варьировать жесткость ножки в осевом направлении, что улучшает условия сохранения анатомо-биологического и биомеханического равновесия сборки кость-эндопротез.

Недостатком конструкции является ограниченная возможность варьирования жесткости опорного элеменгга ножки и конструкционная громоздкость массива стержня. Кроме того, симметричная форма поперечных сечений снижает аксиальную и нутационную устойчивость ножки и может вызвать ротацию ножки.

В качестве прототипа предлагаемой полезной 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 фигзфно изогнутой медиальной стенками. Дистальный конец стержня имеет коническзто 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.

Достоинством устройства-прототипа является оптимизация формы и размеров несзш их элементов ножки. Принятые углы наклона посадочного конуса (не менее 145) и плоскости опорной площадки (не менее 65) по отношению к продольной оси стержня в сочетании с максимизацией установочной поверхности опорной площадки обеспечивают существенное 5 еньщение 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)Сг, 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.

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.

кость-эндопротез в условиях сохранения естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости.

Для решения поставленной задачи в качестве основы выбрана конструкция ножки-прототипа с уточненным соотношением углов наклона посадочного конуса и опорной площадки. Это позво.дяет 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 сзш ественно повысить изгибнзто жесткость стержня к действию опрокидывающих моментов сил.

Изоэласгичность ножки достигается введением в стержень упруго-эластичных 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.

Расположение выпуклости пластин согласуется с формой естественного 5образного изгиба бедренной кости.

Выбор соотношения продольных размеров последовательно расположенньрс укороченных участков стержня, подбор параметров упруго-эластичных 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.

Сокращение длины жестких участков стержня и их фиксация в костномозговом канале кости без размерного натяга исключают возможность «шунтирования стержнем кости, сохраняя тем самым естественные условия ее функционирования.

Сущность полезной модели заключается в том, что в ножку эндопротеза тазобедренного сустава, содержащую вьшолненные 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 упруго-эластичных 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.

При этом каждая пластина снабжена, по меньшей мере, одной сквозной дугообразной прорезью, открытой с торцов пластины.

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.

Сущность полезной модели поясняется чертежами, на которых представлены: фиг. 1 - графики расчетной зависимости продольной деформации бедренной кости и сплошного металлического стержня под действием нагрузки 1(7; 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 спгержня;

фиг. 6, 7 - графики расчетной зависимости продольных перемещений характерных точек А и Б стержня под действием нагрузки 1 G,

фиг. 8 - графики расчетной зависимости продольной деформации ножек различного исполнения под действием нагрузки G.

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.

Опорная площадка 3 (вид А-А на фиг. 4) имеет овальную форму, образованную плавно сопряженными полуокружностями диаметрами DI и DI при их соотношении (0,7-0,85). Плоскость опорной площадки 3 расположена под углом в пределах а (65° - 67°30) к продольной оси стержня 4. Ось посадочного конуса 2 пересекает опорную площадку 3 в точке местоположения центра Oj. полуокружности большего диаметра D и расположена под углом )9 (145° - 155°30) к продольной оси стержня 4. В области наибольшего поперечного размера (диаметр DZ) 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.

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 латеральн)то 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.

Проксимальный участок 5 стержня имеет несимметричное сечение (вид А-А, сечение Б-Б на фиг. 4) с прямыми передней и задней станками 12 и 13, образующими плоскости сужающегося в сторону медиальной стенки 15 клина. Со стороны латеральной стенки 14 прямые 12, 13 замыкаются полуокр)гжностью 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.

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).

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.

Дистальный участок 9 стержня снабжен цилиндрическим отверстием 18 и продольными прорезями 19, расположенными на передней и задней стенках.

Участки б и 8, расположенные между проксимальным и дистальным участками 5 и 9 стержня и разделенные промежуточным участком 7 стержня, представляют собой упруго-эластичные элементы, чувствительные к аксиальной нагрузке. Участки б, 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 б, 8 сужаются по мере сужения сечений соответствующих выше- и нижеприлегающих участков стержня. Срезы (торцы) пластины б 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 S, д пластин 6, 8 соответственно, составляет 2,2-4 мм при толщине пластин AI, hi в пределах 2,6-5 мм. Каждая из пластин 6, 8 может быть дополнительно снабжена, от одной («i, «2 1) до трех (п, пг - 3) сквозных дугообразных прорезей 20, разомкнутых с торцов пластин.

Продольные размеры /i,...,/5 последовательно расположенных участков 5,...,9 стержня в единицах длины /укрупненного пояса, равного 1/18 длины L стержня, удовлепгворяют соотношениям:

/1 (5-6)7,

/2 (4-5)./,

/3 (1-2)-/,

/4 (4-5)./,

/5 (2-3)./,

(/i+/3+/5)l/2-L.

Последнее соотношение выбрано из условия оптимизации площади контактной поверхности стержня с костью, необходимой для его стабильной фиксации.

При длине стержня L - см, принятой в практике эндопротезирования тазобедренных суставов, длина / 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.

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 65° - к оси костномозгового канала, сохраняя наиболее прочный участок шейки в области дуги Адамса и сохраняя малый вертел. Затем просверливают костномозговой канал на длину L коническим сверлом по форме латеральной стенки 14 стержня, после чего относительно по.лученной базы обрабатывают костное ложе под проксимальную часть 5 стержня. При этом для исключения размерного натяга при установке ножки в костномозговой канал обеспечивают следующие допуски на величину зазоров между поверхностью ножки и стенками кости:

между опорной площадкой 3 и ложем - до ОД мм;

между проксимальным участком 5 и ложем - 0,2 - 0,25 мм;

между промежуточным участком 7 и ложем - 0,1-0,15 мм;

между дистальным участком 9 и ложем - до 0,1 мм.

Вводят ножку в подготовленное отверстие, после чего фиксируют опорную площадку 3 на срезе шейки кости путем установки в отверстия 10, 11 двух крепящих шурзппов длиной 20 мм. Указанная фиксация опорной площадки 3 обеспечивает устойчивое пространственное положение стержня 4 в костномозговом канале без микроподвижности в период послеоперационной реабилитации.

В дальнейшем прорастающая костная ткань заполняет зазоры между установочными поверхностями участков 5, 7, 9 стержня и костным ложем, а также проникает в поверхностные неровности имплантата, образуя химическое соединение с окисной пленкой титана, благодаря чему обеспечивается высокопрочная неподвижная и ненапряженная фиксация имплантанта.

Достижение предлагаемой конструкцией ножки условий функционирования сборки эндопротез-кость, обеспечивающих сохранение естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости определяется следующим.

Выбранные углы наклона посадочного конуса 2 и опорной площадки 3 позволяют направить вектор функциональной нагрузки IG, под действием мышечных сил нормально к посадочной поверхности опорной площадки 3 с точкой О2 его приложения в области наибольшего поперечного размера площадки 3. Векторы с увеличенными значениями функциональных нагрузок (2G- 4(7) проходят при этом через нижний край опорной площадки 3, что исключает возможность возникновения опрокидывающих моментов. Передача через опорнз ю площадку 3 основной доли функциональной нагрузки осуществляется в режимах, характерных для естественного фз нкционирования 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.

Таким образом, превалирующую долю функциональных нагрузок воспринимает опорная площадка и сохраненная при резекции под выбранным углом оС часть шейки бедренной кости, а стержень выполняет, преимущественно, функцию аксиальной, ротационной и нутационной стабилизации ножки эндопротеза.

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 локальнзто перегрузку кости. Кроме того, форма проксимального участка 5 существенно увеличивает изгибную жесткость стержня

Введение в конструкцшо ножки упруго-эластичных 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.

При этом расположение выпуклостей пластин 6,8 по форме «У-образного изгиба бедренной кости позво.пяет сохранить ее эластичность при естественных изгибах и кручении и в то же время увеличить жесткость к изгибам во фронтальной плоскости.

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.

Изоэластичность ножки эндопротеза достигается таким подбором ее параметров, при котором величины продольного перемещения характерных точек М и J5, расположенных в местах сопряжения пластины 6 с проксимальным участком 5 и пластины 8 с промежуточным з астком 7 стержня, совпадают или близки по значениям величинам продольной деформации сопряженных поясов бедренной кости.

грузке. При этом пластины, сжимаясь, не должны касаться стенок костномозгового 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: hi, Нг 2,5-5 мм. Si, 62 2,2-4 мм, и/, И2 1-3. Возможность корректного подбора величин продольного перемещения /1/А, /4/Б характерных точек А и Б в диапазоне изменения продольной деформации бедренной кости (фиг. 1), иллюстрируется графиками расчетных зависимостей Alf f(h) и Л/Б /(%) фиг. 6 и фиг. 7, соответственно. Расчеты зависимости J/A f(h) (фиг. 6) для пластины 6 выполнялись при постояннных высоте дуги прогиба Si 3,6 мм, ширине пластины на уровне выпуклости Ъ 13,5 мм при изменении толщины hi от 2,5 до 4,9 мм с шагом 0,1 мм. Обозначение графиков зависимостей сплошной пластины и пластин с одной-тремя прорезями 20 (wi 1,...,3) приведено на фиг. 6. Расчет зависимости Al f(h) (фиг. 7) был выполнен при следующих параметрах пластины 8: S2 2,3 мм, Ьг 10,0 мм, h2 2,5 - 4,9 мм, «2 основе зависимостей фиг. 6, 7 можно изменять деформационную характеристику стержня, задавая требуемые значения перемещения характерных точек М и Б, местоположение которых определяется соответствующим номером укрупненного пояса и зависит от соотношения продольных размеров li,...Ji жестких и упругоэластичных участков стержня 4.

Примеры I - V возможного выполнения стержней при различных соотношениях продольных размеров /i,...,/5 участков 5 -9 и различных параметрах пластин 6, 8 приведены в таблице.

Таблица

На фиг. 8 представлены графики расчетных зависимостей продольной деформации А1 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 А1.

Сопоставление зависимостей (фиг. 8) показывает, что в отличие от сплошного металлического стержня все ножки предлагаемой конструкции имеют нелинейную характеристику продольной деформации.

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.

Различие величин деформации ножки и кости наиболее существенно на проксимальном участке 5 и возрастает по мере его удлинения. У ножки I при длине /i, равной шести укрупненным поясам, величина микросдвига характерной точки «А достигает 0,03 мм. При li 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.

Наилучшее согласование с харакпгеристикой бедренной кости имеет ножка по примеру V с достаточно протяженным проксимальным участком 5 (/i 6), который снабжен поперечными прорезями 16 и 17, закороченным промежуточным з астком 7 (/з 1) и средним размером дистального участка 9 (/з 2). В соответствии с фиг. 5 на проксимальном участке стержня V-ro 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 упруго-эластичным 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.

Приведенные примеры показывают, что ножки ЭТС предлагаемой конструкции действительно могут работать согласночюпряженным костным материалам. Благодаря

этому из сборки выносится эффект «рашпиля. Последовательное введение в стержень упруго-эластичных 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 «щунтирования, которое нарушает естественный механизм функционирования кости.

Промышленная применимость полезной модели 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.

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

1.СССР, авторское свидетельство № 1584938, МПК A61F 2/32, публикация 15.08.90.

2.Франция, заявка № 2619704, МПК A61F 2/30, публикация 02.12.87.

3.Вильяме Д.Ф., Роуф Р. Имплантанты и хирургии. - М.: Медицина.- 1978.

4.Reddy А.Н. Implantant-stimulated interface reaction during collagens bonematdx induced formation. - J. Biomed. Mater. Res. - 1985. -Vol.19, № 3. - P. 233-239.

5.Pillar P.M. Porous-surfaced metallic implants for orthopedic application. - J. Biomed. Mater. Res. - 1987. -Vol. 21, № Al. -P. 1-33.

6.Франция, заявка № 2656578, МПК A61F 2/30, публикация 05.07.91.

7.РФ, свидетельство на полезную модель № 1961, МПК A61F 2/32, публикация 16.04.96, прототип.

8.РФ, патент № 2082357, МПК A61F 2/32, публикация 27.06.97.

Claims (3)

1. Ножка эндопротеза тазобедренного сустава, содержащая 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, отличающаяся тем, что 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 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.

2. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что каждая пластина снабжена по меньшей мере одной сквозной дугообразной прорезью по форме изгиба пластины.

3. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что на проксимальном участке стержня выполнены поперечные сквозные прорези, разомкнутые края которых расположены поочередно сначала со стороны медиальной, а затем со стороны латеральной стенки, а на каждом участке стержня, ограниченной парой встречно направленных прорезей, выполнена по крайней мере одна сквозная прорезь с равноотстоящими от латеральной и медиальной стенок краями.