RU9717U1 - 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 продольной стержень, имеющий прямую латеральную стенку и фигурно изогнутую на проксимальном участке стержня медиальную стенку, переходящую в наклонную прямую на дистальном участке стержня, имеющем коническую форму, при этом проксимальный участок стержня имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукругом завершением со стороны прямой латеральной стенки и скругленным срезом сужающейся части клина со стороны медиальной стенки, отличающаяся тем, что между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, разделенные промежуточным участком, форма боковой поверхности которого образована отрезками прямых, соединяющих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, упругоэластичные элементы выполнены в виде выпуклых пластин с противоположно расположенными выпуклостями, образующими S-образный изгиб стержня, а боковые срезы по ширине выпуклых пластин выполнены по форме медиальной и латериальной стенок стержня и расположены с уступом относительно указанных стенок в соответствующих сечениях стержня, сопряженных с концами выпуклых пластин, при этом ножка эндопротеза выполнена из дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава с модулем продольной упругости Е не менее 220000 Мпа и пределом текучести δв диапазоне 1080 - 2100 Мпа, а на посадочную поверхность опорной площадки и боковые поверхности проксимального, промежуто�

Description

НОЖКА ЭНДОПРОТЕЗА ТАЗОБЕДРЕННОГО СУСТАВА

Полезная 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 заболеМний 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 жесткого металлического стержня, зафиксированного в костномозговом канале трубчатой кости бесцементной посадкой с размерным натягом, в качестве несущего элемента, осуществляющего передачу основной доли функциональных нагрузок на кость.

Величины прочности и жёсткости конструкционного металла ножки ЭТС и кости различаются на по.лтора - два с половиной порядка. Такое расхождение предопределяет жесткое шунтирование металлическим стержнем сопряженного костного материала, при котором возникает новое неестественно напряженное состояние цсти. При этом кость теряет свою естественную способность к деформациям на изгиб, кручение, растяжение. Качественно видоизменяется и, частично, количественно перераспределяется и характеристика деформации кости на сжатие. В зашунтированной части кости возникает новый вид продольной деформации сдвига между слоем костного материаA61F 2/32

ла, жестко связанного с продольным стержнем, и наружным корковым слоем. На участке кости, расположенном ниже дистального окончания ножки, при внешних функциональных нагрузках возникает неестественная разрушающая деформация на срез, а также локально концентрируются деформации на изгиб, кручение. Там же и в области, охватываемой дистальным окончанием ножки, локально концентрируются повышенные напряжения сжатия.

Таким образом, воздействие на костный материал высокопрочного и жесткого продольного стержня ножки ЭТС, зафиксированного в кости с размерным натягом, приводит к нарушению естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости и, как следствие, к асептическому расшатыванию ножки ЭТС в сборке кость-эндопротез.

Для снижения эффекта жесткого шунтирования кости при посадке ножки с размерным натягом предлагаются конструкции стержней со структурно неоднородными поверхностями. В стержне эндопротеза 3 с пористым покрытием выполнены продольные канавки, углубления которых покрыты пористой средой, в которую врастает костная ткань. В ножке 4 проксимальная часть стержня выполнена с боковыми

вставками треугольной формы, снабженными множеством отверстий ;|р|М| ЩЩВния

в них остеогенной ткани.

Увеличение площади контактной поверхности стержня с костью позволяет существенно снизить уровень напряжения кости и устранить локальные перегрузки под действующей функциональной нагрузкой.

Недостатком указанных конструкций является то, что они не обеспечивают в полной мере сохранения естественных видов деформации кости под нагрузкой.

Новое направление конструирования ножек ЭТС связано с разработкой изоэластичных ножек, 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.

Согласно способу 5 для достижения длительной прочной посадки эндопротеза осуществляют его подгонку к имеющейся структуре кости. Для этого предварительно определяют характеристики деформации суставов животного крупного рогатого скота, человека и искусственного сустава под нагрузкой, затем измерение повторяют после пробной имплантации протеза на тех же суставах, после чего осуществляют подгонку формы протеза до тех пор, пока характеристика деформации не достигнет определенной допустимой величины.

Известна также конструкция ножки ЭТС с изменяющимися характеристиками упругости продольного стержня 6. Ножка содержит центральный опорный элемент в форме тонкого продольного стержня, на котором смонтирован основной 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 центральным стержнем резьбовым соединением.

Известная конструкция позволяет варьировать жесткость ножки в осевом направлении с учетом неоднородности деформационных характеристик сопряженных участков кости и позволяет снять напряжение с поверхности жестких металлических дисков.

Недостатком известной изоэластичной ножки является конструкционная громоздкость массива стержня. Кроме того, симметричная форма поперечных сечений дисков не исключает возможности возникновения ротационного перемещения ножки, что приводит к снижению стабильности эндопротеза.

В качестве прототипа предлагаемой полезной модели принята ножка ЭТС 7, содержащая выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротюа, 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 со скругленными ребрами. Дистальнее срез округляется и, по мере уменьшения плоскостей клина при изгибе медиальной стенки, сечение стержня приобретает овальную, а затем круглую форму.

Достоинством устройства-прототипа является оптимизация формы и размеров несущих 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 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 l-SG ((7 70 кГ), направление которых обусловлено действием мышечных сил, не выходят за пределы опорной площадки, которая тем самым воспринимает на себя OCHOBHJTO долю нагрузки. Несимметричная форма сечения стержня позво.11яет 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 4(ж 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.

Задачей полезной модели является разработка конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава, обеспечивающей сохранение 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 позволяет снять со стержня его основную дестабилизирующую функцию передачи функциональных нагрузок на кость.

Изоэластичность ножки достигается введением в стержень упруго-эластичных элементов в форме выпуклых пластин, чувствительных к аксиальной нагрузке, что позволяет скомпенсировать различие значений продольной деформации кости и жестких участков стержня.

Расположение выпуклостей пластин согласуется с формой естественного Sобразного изгиба бедренной кости.

Варьирование соотношений размеров жестких укороченных участков стержня, подбор параметров (длины, толщины, количества прорезей) пластин, а также придание проксимальному участку стержня свойств гофрированного элемента позволяют довести значения микроподвижности жестких участков стержня относительно сопряженной кости до незначительных величин, не оказывающих влияния на стабильность эндопротеза.

Выбор в качестве материала для изготовления ножки ЭТС дисперсионнотвердеющего хромоникелевого сплава с более высокими показателями упругих характеристик и размерной стабильности по сравнению с обычно используемыми для имплантатов титановыми сплавами повышает долговечность конструкции.

Нанесение на контактные поверхности стержня покрытия из титана позволяет обеспечить сочленение имплантата с костью высокопрочным ненапряженным соединением.

Оптимальная протяженность жестких участков стержня, фиксация стержня в костномозговом канале кости без размерного натяга исключают возможность возникновения неестественно напряженного состояния кости и позволяют сохранить ее способность нормально функционировать под нагрузкой.

садочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой расширенную кнгоу наклонную опорную площадку и продольный стержень, имеющий прямую латеральную стенку и фигурно изогнутую на проксимальном участке стержня медиальную стенку, переходящую в наклонную прямую на дистальном участке стержня, имеющем коническую форму, при этом проксимальный участок стержня имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукруглым завершением со стороны прямой латеральной стенки и скругленным срезом сужающейся части клина со стороны медиальной стенки, между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упруго-эластичных элемента, разделенные промежуточным участком, форма боковой поверхности которого образована отрезками прямых, соединяющих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, упруго-эластичные элементы выполнены в виде выпуклых пластин с противоположно расположенными выпуклостями, образующими S-образный изгиб стержня, а боковые срезы по ширине выпуклых пластин выполнены по форме медиальной и латеральной стенок стержня и расположены с уступом относительно указанных стенок в соответствующих сечениях стержня, сопряженных с концами выпуклых пластин, при этом ножка эндопротеза выполнена из дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава с модулем упругости

Е не менее 220000 МПа и пределом текучести С7о2 в диапазоне 1080-2100 МПа, а на посадочную поверхность опорной площадки и боковые поверхности проксимального, промежуточного и дистального участков стержня дополнительно нанесено пленочное покрьггие из титана.

Каждая выпуклая пластина ножки ЭТС снабжена, по меньшей мере, одной сквозной прорезью по форме выпуклости пластины.

На проксимальном участке стержня ножки ЭТС выполнены основные поперечные прорези, расположенные навстречу одна другой и разомкнутые с трех сторон стержня, и дополнительные поперечные прорези, разомкнутые со стороны передней и задней стенок стержня, причем первая, начиная от опорной площадки, и последующие

дополнительные поперечные прорези расположены в промежутках между основными поперечными прорезями.

Ножка эндопротеза выполнена из дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава с добавками при следзтощем соотношении компонентов: Сг - в пределах 3941%, Ni - в пределах 54,5-56,7%, А1 - в пределах 3,3-3,8%, Fe - равном 0,6%, Мп - до 0,1%, Si - до 0,1%, С - до 0,03%, Р - до 0,01%, S - до 0,01%.

Толщина пленочного покрытия из титана, нанесенного на указанные поверхности ножки, составляет 4-5 мкм.

Сущность полезной модели поясняется чертежами, на которых представлены:

фиг. 1 - ножка эндопротеза, вид со стороны медиальной стенки;

фиг. 2 - ножка эндопротеза, вид спереди;

фиг. 3 - поперечные сечения ножки;

фиг. 4 - графики расчетных зависимостей продольной деформации бедренной кости и стержней различных примеров исполнения.

Предлагаемая ножка ЭТС содержит выполненные за одно целое шейку 1 с наклонным посадочным конусом 2 для головки эндопротеза (не показана), расширенную книзу 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. 3) имеет овальную форму, образованную плавно сопряженными полуокружностями диаметрами DI и D2 при их соотношении (0,7-0,85). Плоскость опорной площадки 3 расположена под углом а (65° 67°30) к продольной оси стержня 4. Ось посадочного конуса 2 пересекает опорную площадку 3 в точке местоположения центра Ог полуокружности больщего диаметра Ог и расположена под углом ft (145° - 155°30) к продольной оси стержня 4. В области наибольшего поперечного размера (диаметр Ог) опорной площадки 3 расположены круглые сквозные отверстия 11, 12, вьшолненные на боковых выступах площадки 3 относительно передней и задней стенок 12,13 стержня.

женного сочленения с костью, сопряжены по форме своих боковых поверхностей. При этом латеральные стенки участков 5, 7, 9 являются продолжающимися отрезками одной прямой, образующей прямую латеральнз э стенку 14 стержня. Медиальная стенка 15 промежуточного участка 7 образована отрезком прямой, соединяющей фигурно изогнутый отрезок стенки 15 на проксимальном участке 5 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. 3) с расположенными наклонно 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 уменьщается 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. 3) являелгся промежуточным по форме между сечением клиновидного проксимального участка 5 и круглым сечением конического дистального участка 9 (сечение Г-Г на фиг. 3).

На протяжении проксимального участка 5 стержня выполнены основные поперечные прорези 16, расположенные навстречу одна другой и разомкнутые с трех сторон 12, 13, 14 (или 15) стержня, и дополнительные поперечные прорези, разомкнутые со стороны передней и задней стенок 12, 13 стержня. Первая, начиная от опорной площадки 3, основная поперечная прорезь 16 расположена вдоль опорной площадки, начинается от медиальной стенки 15 и заканчивается примерно посередине стержня. Вторая прорезь 16 немного развернута вниз относительно опорной площадки, начинается от латеральной стенки 14 и заканчивается на глубине 2/3 соответствующего сечения стержня. Третья и пятая прорези 16 расположены нормально к медиальной стенке 15 и выходят на нее разомкнутыми краями. Четвертая и шестая прорези 16 разомкнуты на латеральную стенку 14 и расположены с возрастающим разворотом относительно

опорной площадки 3. Дополнительные поперечные прорези 17 расположены в промежутках между основными поперечными прорезями 16.

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

Участки, 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. Упруго-эластичные элементы представляют собой выпуклые пластины 6, 8. Вьшуклость верхней пластины 6 расположена вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки, а выпуклость нижней пластины 8 - назад относительно указанной плоскости, так что в совокупности пластины 6, 8 образуют S - образный изгиб средней части стержня. По ширине b пластины 6, 8 сужаются по форме латеральной и медиальной стенок стержня. Срезы (торцы) пластин 6, 8 расположены с уступом на 1-2 мм от латеральной и медиальной стенок соответствующих сопряженных сечений участков 5, 7, 9 стержня. Высота дуги 5 пластин 6, 8 составляет 2,2-4 мм, а их толщина Л - 2,6-5 мм. Каждая из пластин 6, 8 имеет дополнительные прорези 20 (от одной до трех, в зависимости от выбранной толщины h пластины), выполненные по форме выпуклости пластины.

Продольные размеры А,...,/5 последовательно расположенных участков 5,...,9 стержня в единицах длины / укрупненного пояса, равного 1/18 длины L стержня, удовлетворяют соотнощениям: li (5-6) /2 (4-5)-/; /3 (1-2)-/; /4 (4-5)-/; /5 (2-3)-/; (/i + /3 + /5) 1/2-L. Последнее соотношение выбрано из условия оптимизации площади контактной поверхности стержня с костью, необходимой для его стабильной фиксации.

Ножка ЭТС изготовлена из дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава 40ХНЮ-ВИ по ТУ 14-102740-79 8, включающего добавки алюминия, железа, марганца, кремния, углерода, фосфора и серы при следующем содержании компонентов: Сг - в пределах 39-41%, Ni - в пределах 54,5-56,7%, А1 - в пределах 3,3-3,8%, Fe - равном 0,6%, Мп - до 0,1%, Si - до 0,1%, С - до 0,03%, Р - до 0,01%, S - до 0,01%.

Данные о механических свойствах сплава 40ХНЮ-ВИ в сопоставлении с наиболее широко используемыми для изготовления имплантатов титановыми сплавами ВТ5, ВТ6 и дисперсионно-твердеющим сплавом 36НХТЮ приведены в таблице 1.

Таблица 1

На посадочную поверхность опорной площадки 3 и контактные наружные поверхности проксимального, промежуточного и дистального участков 5, 7, 9 дополнительно нанесено покрытие из титана толщиной 4-5 мкм, сформированное методом ионоплазменного напыления.

Выбор материалов для изготовления ножки ЭТС определяется следующим.

Сплав 40ХНЮ-ВИ известен высокой износостойкостью и коррозионной стойкостью в стерилизующих средах и находит применение для изготовления общехирургических инструментов. Из таблицы видно существенное преимущество сплава 40ХНЮ-ВИ по упругим и прочностным характеристикам перед титаном и другим известным дисперсионно-твердеющим сплавом 36НХТЮ. Кроме того известно, что титановые сплавы обладают заметной ползучестью под напряжением и подвержены усталостному разрушению. Эти свойства титановых сплавов не позволяют рассчитывать на долговечность ножки ЭТС предлагаемой конструкции, которая основана на работе

упруго-эластичных компенсационных элементов, позволяющих снять напряжение с жестких участков стержня. С другой стороны, высокая биосовместимость титана определяет целесообразность его использования в качестве покрытия поверхностей ножки, контактирующих с костью. Из хирургической практики известно, что при отсутствии локальных перегрузок и микро-сдвигов по поверхности сочленения имплантатов из титановых материалов с костью в процессе послеоперационной реабилитации стабильно регенерируется костная ткань. Это свойство позволяет устанавливать ножку предлагаемой конструкции в костномозговой канал кости без размерного натяга.

Для установки эндопротеза в межвертельной области бедренной кости формируют ложе под посадочную поверхность опорной площадки 3 ножки. Для этого производят резекцию щейки бедренной кости под углом 65° - 67°30 к оси костномозгового канала, сохраняя наиболее прочный участок щейки 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 полученной 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 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.

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

поверхностные неровности имплантанта, 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 1G, под действием мышечных сил нормально к посадочной поверхности опорной площадки 3 с точкой О его приложения в области наибольщего поперечного размера площадки 3. Векторы с увеличенными значениями функциональных нагрузок (2G- ЛG) 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.

Таким образом, основную долю функциональных нагрузок воспринимает опорная площадка и сохраненная при резекции под выбранным углом а часть щейки бедренной кости, а стержень вьшолняет, 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 локальную перегрузку кости. Кроме того, форма проксимального участка 5 существенно увеличивает изгибную жесткость 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 « -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.

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.

Варьирование толщины h, высоты S прогиба и количества и дугообразных прорезей 20 пластин 6, 8 позволяет регулировать чувствительность пластин к аксиальной нагрузке. 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: А 2,5-5 мм, S 2,2-4 мм, и 1-3.

Примеры I - V возможного выполнения стержней при различных соотношениях продольных размеров Л,...,/5 участков 5 -9 и различных параметрах пластин 6, 8 приведены в таблице 2.

Таблица 2

ней по примерам I - V и бедренной кости. По оси абсцисс отложены значения величин продольной деформации Л1 По оси ординат отложены номера укрупненных поясов длиной / L/18. При длине стержня L 18 см, принятой в практике эндопротезирования, / 1 см. Приведенная на фиг. 4 характеристика деформации бедренной кости определена путем статистической обработки экспериментальных данных о продольной деформации последовательных кольцевых срезов длиной / - 1 см реальных бедренных костей.

Сопоставление зависимостей (фиг. 4) показьшает, 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 по примеру I при длине /1, равной шести укрупненным поясам, величина микросдвига характерной точки А достигает 0,03 мм. При 1 Ъ (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 характеристикой бедренной кости имеет ножка по примеру V с достаточно протяженным проксимальным участком 5 (1 6), который снабжен поперечными прорезями 16 и 17, укороченным промежуточным участком 7 (/3 1) и средним размером дистального участка 9 (/s 2). 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 на фиг. 2. При этом проксимальный з асток 5 стержня преобразуется в гофрированный упруго-эластичный элемент, аксиальные прогибы которого под действием функциональной нагрузки могут быть доведены до значений, соизмеримых с величинами продольнбй

формации сопряженных поясов кости. В то же время 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 согласно с сопряженным костным материалам. 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. этом стабильное положение ножки в кости достигается без размерного натяга, и тем самым устраняется возможность возникновения жесткого «шунтирования, которое нарушает естественный механизм функционирования кости.

Промышленная применимость полезной модели определяется тем, что предлагаемая ножка эндопротеза может бьпъ изготовлена в соответствии с приведенными чертежами и описанием из известных материалов путем механической и электроэрозионной обработки монолитной заготовки и использования известной технологии формирования пленочного покрытия, и применена для оперативного лечения дегенеративно-дистрофических заболеваний тазобедренного сустава.

СПИСОК ЛИТЕРАТУРЫ

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

2.США патент № 4979958, МПК A61F 2/32, публикация 25.12.90.

3.РСТ заявка № 91/16866, МПК A61F 2/32, публикация 14.11.91.

4.РСТ заявка № 92/00046, МПК A61F 2/30, публикация 09.01.91.

5.Германия заявка № 4019702, МПК A61F 2/30, публикация 09.01.92.

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.Прецизионные сплавы. Справочник под ред. Мотовилова В.В.- М.: Металлургия. - 1983.- С. 267, 271, 312.

Claims (4)

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 продольной стержень, имеющий прямую латеральную стенку и фигурно изогнутую на проксимальном участке стержня медиальную стенку, переходящую в наклонную прямую на дистальном участке стержня, имеющем коническую форму, при этом проксимальный участок стержня имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукругом завершением со стороны прямой латеральной стенки и скругленным срезом сужающейся части клина со стороны медиальной стенки, отличающаяся тем, что между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, разделенные промежуточным участком, форма боковой поверхности которого образована отрезками прямых, соединяющих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, упругоэластичные элементы выполнены в виде выпуклых пластин с противоположно расположенными выпуклостями, образующими S-образный изгиб стержня, а боковые срезы по ширине выпуклых пластин выполнены по форме медиальной и латериальной стенок стержня и расположены с уступом относительно указанных стенок в соответствующих сечениях стержня, сопряженных с концами выпуклых пластин, при этом ножка эндопротеза выполнена из дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава с модулем продольной упругости Е не менее 220000 Мпа и пределом текучести δ₀₂ в диапазоне 1080 - 2100 Мпа, а на посадочную поверхность опорной площадки и боковые поверхности проксимального, промежуточного и дистального участков стержня дополнительно нанесено пленочное покрытие из титана.

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

3. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что на проксимальном участке стержня выполнены основные поперечные прорези, расположенные навстречу одна другой и разомкнутые с трех сторон стержня, и дополнительные поперечные прорези, разомкнутые со стороны передней и задней стенок стержня, причем первая, начиная от опорной площадки, и последующие нечетные6 основные поперечные прорези расположены от медиальной стенки в сторону латеральной стенки, четные - от латеральной стенки в сторону медиальной стенки, а дополнительные поперечные прорези расположены в промежутках между основными поперечными прорезями.

4. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что она выполнена из дисперсионно-твержеющего хромоникелевого сплава с добавками при следующем соотношении компонентов%:
Cr - 39 - 41
Ni - 54,5 - 56,7
Al - 3,3 - 3,8
Fe - 0,6
Mn - До 0,1
Si - До 0,1
C - До 0,03
P - До 0,01
S - До 0,01
5. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что толщина пленочного покрытия из титана 4 - 5 мкм.