WO1993021862A1 - Mit knochenzement zu verankernde femurprothesenkomponente und verfahren zu ihrer herstellung - Google Patents

Mit knochenzement zu verankernde femurprothesenkomponente und verfahren zu ihrer herstellung Download PDF

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WO1993021862A1
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    • Y10S623/914—Bone

Definitions

  • Femoral prosthesis component to be anchored with bone cement and process for its manufacture
  • the invention relates to a femoral prosthesis component to be anchored with bone cement and a method for the production thereof.
  • the invention is based on the object of providing a femoral prosthesis component to be anchored with bone cement, which gives good long-term results during implantation.
  • each bone has an individual shape and an individual strength; Both factors must therefore be taken into account when choosing the prosthesis. It is important to take into account the shape of the bone marrow cavity because an incomplete cement sheath leads to its early destruction. Two things are important here: 1. To achieve the greatest possible primary stability of the anchoring and 2. To provide as large a surface as possible for the force transmission between the prosthesis and the bone.
  • the dimensions and / or stiffness of the femoral prosthesis component according to the invention can be adjusted to the individual properties of the bone.
  • the bending stiffness of the prosthesis is the decisive factor.
  • tensile stresses occur in the distal as well as in the proximal area, so that the tensile strength of the prosthesis also plays a role there.
  • Tensile strength is particularly important in the distal area. Because of the muscle attachments that leave the femoral neck and femoral neck free, torsional forces also occur.
  • the material properties discussed above are usually summarized in the present application as "rigidity".
  • the stiffness of the prosthesis and / or its mass is adapted to the individual properties of the bone.
  • the adaptation can be carried out in different ways, for example the material of the prosthesis can be selected according to the individual properties of the bone. In the case of a dense bone, a material with a higher specific mass and higher stiffness can be selected, whereas a material with a lower specific mass and stiffness is selected accordingly for a bone with low density.
  • CoCrMo alloys, Ti, Ti alloys, steel, plastic or composite materials, for example, can be used as prosthesis material.
  • the material for the prosthetic component inhomogeneous, in the sense that a material with a higher specific mass and / or stiffness is used in areas with higher bone density than in areas with lower bone density. It must be taken into account here that the bone density can vary very greatly and in the cancellous area can only be 15 to 20% of the density of the compact bone.
  • the desired inhomogeneity of the material can be produced, for example, by varying the pore size when using a porous material and setting it smaller in the region of higher bone density.
  • Composite materials can also be used as material for the prosthesis component, the fiber content of the composite material, for example, being able to vary over the length of the prosthesis component. In this way, the rigidity of the prosthesis component in particular can be varied and adapted to the bone density.
  • the adaptation of the mass and / or stiffness of the prosthesis component to the individual properties of the bone can also be carried out by a suitable choice of the shape of the prosthesis component, in particular the cross section of the prosthesis component in different bone sections.
  • the cross-section of the femoral prosthesis component is U-shaped or horseshoe-shaped over at least a substantial part of its length, as proposed in WO 90/02533
  • the cross-sectional area and thus the prosthesis can be cut in different sectional planes by suitable choice of the size and depth of the channel or of the slot between the two arms of the U-shaped cross section can be adjusted.
  • a transition from a full shaft to a U-shaped cross section with very thin arms is conceivable.
  • the largest possible surface for the power transmission is ensured by the fact that the prosthesis component forms a closed surface in the media, dorsomedial and anteroedial area.
  • Changes in mass and / or rigidity can also be achieved, for example, by making partially through bores, such as blind bores, or completely through bores in the prosthesis socket, in particular in order to reduce the mass and / or rigidity.
  • applied strips and / or reinforcements on the outer and / or inner contour of the prosthesis for example a U-shaped prosthesis socket, the mass and / or increase the stiffness of the prosthetic component. This can be carried out either in sections or continuously over the entire length of the prosthesis component.
  • the adaptation of the mass and / or stiffness of the prosthesis component to the bone density is preferably carried out by providing a linear correlation between the bone density and the mass or stiffness of the prosthesis component, i.e. that, for example, when the bone density is doubled, the mass or stiffness of the prosthesis in the corresponding area of the prosthesis component is increased as a percentage.
  • a patient with a deformed and arthrotically modified hip joint is examined in a computed tomograph, and stacked images of both hip joints are digitized and saved as cross-sectional images.
  • So-called binary images are generated from the cross-sectional images using image analysis methods, i.e. black and white contrast images, which can be captured with their inner and outer contours and depict the fire.
  • the inner contour is put together in a 3-D model.
  • the center of rotation is determined from the hip joint and represented with the help of the image analysis as a center of the ball together with the contour model (see figure).
  • the shape of the stem of the prosthetic component can then be adapted to the shape of the medullary cavity.
  • the areal density of the bone is determined on several, for example six to ten, preferably a total of nine sections, which are evenly distributed over the length of the proximal femur, in comparison to a corresponding section of a previously determined normal form. From this comparison, a correlation factor results as a measure of the strength of the individual bone, on the basis of which the ratio of the prosthesis to the medullary cavity cross-section is determined.
  • the contour model of the medullary cavity is reduced eccentrically and / or concentrically by 20 to 30% in order to determine the cross section of the prosthetic component in the relevant cutting plane. If the specific bone density is smaller than that of the normal femur, the contour model is reduced correspondingly more in order to determine the cross-section of the prosthesis.
  • the values can be interpolated between the individual cutting planes.
  • the prosthesis cross sections are preferably determined in such a way that the layer thickness of the bone cement sheath surrounding the prosthesis is approximately inversely proportional to the respective bone density.
  • the data record of the contour model is passed on to a CAD unit together with the rotation center.
  • the axis of the contour model is determined and the undercuts in the design are corrected in such a way that the prosthetic components are inserted into the marrow cavity in a straight line and / or with a slight screwing motion, without bumping against the bone can.
  • the construction thus obtained is returned to the image analysis unit, where a double contour model with the outer and inner contour of the femur is created, into which the prosthetic component can be fitted.
  • the prosthesis component is projected into the ap x-ray image (anterior-posterior beam path) and axial x-ray image and inserted in each case along its implantation axis.
  • the mass and / or rigidity of the prosthesis is determined in proportion to the bone density.
  • the CAD data set is then completed with the standard construction data of the neck cone for the ball head receptacle and for the implantation instruments (insertion / extraction of the prosthesis) and passed on to a milling unit.
  • the prosthesis component is milled from a blank, for example in V 4 A steel. After processing the surface, the prosthesis component is washed and sterilized and is then ready for use.
  • FIG. 1 shows an embodiment of the prosthesis component according to the invention, cross-sections of the prosthesis and of the inner and outer contour model of the femur being shown in different sectional planes for a more detailed explanation.
  • the prosthesis is shown as a front view (in the implanted state).
  • the prosthesis shown schematically in the femur bone has an attachable spherical head 1, which is seated on a cone 2 of the prosthesis neck 3.
  • the rotation center is designated by the reference number 4.
  • the neck 3 is firmly connected to a shaft 5 of the prosthesis.
  • the optimal shaft cross sections 5 ′ which result in the manner described above are drawn in the cutting planes, which are distributed approximately uniformly over the length of the proximal femur and in which the surface density of the bone is determined.
  • eight shaft cross sections 5 1 are shown hatched and, in addition, three shaft cross sections are drawn out for clarification.
  • the bone density and the resulting optimum shaft cross section are preferably determined in six to ten, for example nine, sectional planes.
  • Reference number 6 shows the outer contour model and reference number 7 the inner contour model of the femur as an example in the individual sectional planes, which each result from the image analysis. Furthermore, the bone cement 8 (cement sheath) surrounding the prosthesis component is shown schematically.
  • the mass and / or rigidity of the prosthesis in the individual sectional planes can be suitably designed Shaft cross sections 5 'can be set. If, for example, a low mass is desired, the slot or the recess in the U-shaped cross section of the shaft is correspondingly enlarged, the greatest possible surface being available for the force transmission between the prosthesis and bone in the medial region of the prosthesis. When changing the specific mass in a sectional plane, the stiffness of the prosthesis component generally also changes in this area.
  • the reference number 10 denotes the construction axis of the prosthesis, which at the same time also represents the medullary cavity axis and the implantation axis.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine mit Knochenzement zu verankernde Femurprothesenkomponente und ein Verfahren zu ihrer Herstellung. Die mittels CAD- und Bildanalyse-Verfahren herstellbare Prothesenkomponente bietet die grösstmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung und ist in ihrer Masse und Steifigkeit auf die individuellen Eigenschaften des Knochens einstellbar.

Description

Mit Knochenzement zu verankernde Femurprothesenkomponente und Verfahren zu ihrer Herstellung
Die Erfindung betrifft eine mit Knochenzement zu verankernde Femurprothesenkomponente und ein Verfahren zu ihrer Her¬ stellung.
Der künstliche Gelenkersatz ist in der Chirurgie und Ortho¬ pädie des Bewegungsapparates zu einem Standardeingriff ge¬ worden und stellt heute eine der häufigsten Operationen überhaupt dar. Die Langzeitergebnisse von ersetzten Gelenken sind sehr unterschiedlich und reichen am Beispiel des Hüft¬ gelenkes von wenigen Wochen bis zu 27 Jahren (Draenert und Draenert 1992) .
Wissenschaftliche Untersuchungen führten zu dem Ergebnis, daß unterschiedlichste Faktoren für das Auslockern einer En- doprothesenkomponente verantwortlich zu machen sind, u.a. Infektionen, mangelnde Operationstechnik, falsche Implantat¬ wahl und zu große Beanspruchung. Trotzdem blieben bisher viele Lockerungsfälle ohne eine befriedigende Erklärung. Es fiel lediglich auf, daß bestimmte. Faktoren häufig zusammen- kamen, um eine Lockerung herbeizuführen, wie z.B. der Kno¬ chen eines Rheumatikers in Verbindung mit einem massiven ze¬ mentfreien Implantat. Prothesendesigns, die sich im Knochen verblocken sollten und die zusammen mit Knochenzement im¬ plantiert wurden, ließen erkennen (Draenert 1988) , daß Kno¬ chenzement als Füllmaterial zwischen Metall und Knochen keine Verankerungsfunktion erfüllen kann, sondern zerrieben wird.
Das Problem der Verankerung der Prothesenkomponenten konnte letztlich auf das Phänomen der Defor ierbarkeit des Knochens zurückgeführt werden. Hieraus wurde verständlich, warum ein leicht deformierbarer Knochen eines Rheumatikers durch eine zementfrei verankerte Metallprothese so deformiert wird, daß eine schnelle Auslockerung die Folge war. Auf der anderen Seite konnte gezeigt werden, daß eine fragile oder weiche, aber auch eine ganz normale Spongiosa (Schwammknochen) mit einem PMMA-Knochenzement ausgesteift werden kann und dadurch enorme Steifigkeit bekommt (Draenert und Draenert 1992) . Eine so versteifte Knochenstruktur wurde bei all denjenigen Implantaten gefunden, die 10 bis 20 Jahre erfolgreich getra¬ gen worden waren und histologisch untersucht werden konnten.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine mit Knochen- zement zu verankernde Femurprothesenkomponente bereitzustel¬ len, die gute Langzeitergebnisse bei der Implantation erwar¬ ten läßt.
Diese Aufgabe wird durch die Erfindung gelöst.
Im Rahmen der Erfindung wurde das Problem untersucht, wie die Festigkeit des Knochens mit der Dauerhaftigkeit einer Implantation zusammenhängt. Histologische Studien konnten dabei eindeutig nachweisen, daß die weichen, deformierbaren Knochen nur dann stabile Verankerungen erkennen ließen, wenn Implantate mit geringer Masse eingesetzt worden waren. Die Erfindung basiert auf den folgenden Erkenntnissen bezüg¬ lich der Prothesenverankerung: Jeder Knochen hat eine indi¬ viduelle Form und eine individuelle Festigkeit; beide Fakto¬ ren müssen bei der Wahl der Prothese deshalb berücksichtigt werden. Die Form der Markhöhle des Knochens zu berücksichti¬ gen ist deswegen wichtig, da eine unvollständige Zement¬ scheide zur frühen Zerstörung derselben führt. Hier bei kommt es vor allem auf zwei Dinge an: 1. Eine möglichst große Primärstabilität der Verankerung zu erreichen und 2. eine möglichst große Oberfläche für die Kraftübertragung zwischen Prothese und Knochen zur Verfügung zu stellen. Hierbei ist jedoch zu berücksichtigen, daß die unterschied¬ lichen Kompartimente des Knochens, wie z.B. Epiphyse, Meta- physe und Diaphyse, gänzlich andere Formen und Festigkeiten aufweisen. Es wurde zwar frühzeitig versucht, den Prothesen¬ stiel der Markhöhle anzupassen, vgl. z.B. EP-A-0 038 908, doch zeigte sich schnell, daß die Vielzahl der verschiedenen Formen der Knochen mit einem einzigen Implantatdesign nicht abzudecken waren (Noble et al., 1988); auch gab es keine Möglichkeiten, die Festigkeiten des Knochens zu erfassen und in das Prothesendesign einzubeziehen.
Im Rahmen der Erfindung zeigte sich, daß eine gute Kor¬ relation besteht zwischen der Dichte eines Knochens und sei- ner Festigkeit. Die Dichte des Knochens kann deshalb erfin¬ dungsgemäß als Maß für seine Festigkeit herangezogen werden. Durch Kombination verschiedener bildanalytischer und compu¬ terunterstützter Berechnungen konnte eine Methode gefunden werden, die es erlaubte, sowohl die Morphologie der Mark- höhle als auch die Festigkeit des Knochens zu erfassen und beim Design der Prothesenkomponente zu berücksichtigen. Aus diesen Versuchen ergab sich ein Design einer Prothesenkompo¬ nente, welche sich in idealer Weise in die Markhöhle einpas¬ sen läßt und in ihrer Masse und/oder Steifigkeit so verän- dert werden kann, daß jeweils die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung zwischen Prothese und Knochen zur Verfügung steht. Die erfindungsgemäße Femurprothesenkomponente ist in ihrer Masse und/oder Steifigkeit auf die individuellen Eigenschaf¬ ten des Knochens einstellbar. Im medialen, insbesondere me- dial-proximalen Bereich der Prothese ist dabei die Biege¬ steifigkeit der Prothese der entscheidende Faktor. Im late¬ ralen Bereich der Prothese treten sowohl im distalen als auch im proximalen Bereich vor allem Zugspannungen auf, so daß dort auch die Zugfestigkeit der Prothese eine Rolle spielt. Insbesondere im distalen Bereich ist die Zugfestig¬ keit wichtig. Aufgrund der Muskelansätze, die Schenkelhals und Schenkelhalskopf frei lassen, treten auch Torsionskräfte auf. Die vorstehend diskutierten Materialeigenschaften wer¬ den in der vorliegenden Anmeldung meist als "Steifigkeit" zusammengefaßt. Erfindungsgemäß wird die Steifigkeit der Prothese und/oder deren Masse an die individuellen Eigen¬ schaften des Knochens angepaßt.
Die Anpassung kann auf verschiedene Weise erfolgen, bei- spielsweise kann das Material der Prothese entsprechend den individuellen Eigenschaften des Knochens gewählt werden. Bei einem dichten Knochen kann ein Material höherer spezifischer Masse und höherer Steifigkeit gewählt werden, während ent¬ sprechend bei einem Knochen niedriger Dichte ein Material mit niedrigerer spezifischer Masse und Steifigkeit gewählt wird. Als Prothesenmaterial können beispielsweise CoCrMo-Le- gierungen, Ti, Ti-Legierungen, Stahl, Kunststoff oder Ver¬ bundwerkstoffe verwendet werden.
Es ist auch möglich, das Material für die Prothesenkompo¬ nente inhomogen zu gestalten, in dem Sinne, daß in Bereichen höherer Knochendichte ein Material mit höherer spezifischer Masse und/oder Steifigkeit verwendet wird als in Bereichen mit niedrigerer Knochendichte. Hierbei ist zu berücksichti- gen, daß die Knochendichte sehr stark variieren kann und im spongiösen Bereich lediglich 15 bis 20 % der Dichte des Ko - paktaknochens betragen kann. Die gewünschte Inhomogenität des Materials kann beispielsweise dadurch hergestellt wer¬ den, daß bei Verwendung eines porösen Materials die Poren¬ größe variiert und im Bereich höherer Knochendichte kleiner eingestellt wird. Es können auch Verbundwerkstoffe als Mate¬ rial für die Prothesenkomponente verwendet werden, wobei beispielsweise der Fasergehalt des Verbundwerkstoffs über die Länge der Prothesenkomponente variieren kann. Hierdurch läßt sich insbesondere die Steifigkeit der Prothesenkompo¬ nente variieren und an die Knochendichte anpassen.
Die Anpassung der Masse und/oder Steifigkeit der Prothesen¬ komponente an die individuellen Eigenschaften des Knochens kann ferner durch geeignete Wahl der Form der Prothesenkom¬ ponente, insbesondere des Querschnitts der Prothesenkompo- nente in verschiedenen Knochenabschnitten erfolgen. Wenn beispielsweise der Querschnitt der Femurprothesenkomponente zumindest über einen wesentlichen Teil ihrer Länge U-förmig oder hufeisenförmig ist, wie in WO 90/02533 vorgeschlagen, kann die Querschnittsfläche und damit die Prothesen asse in verschiedenen Schnittebenen durch geeignete Wahl der Größe und Tiefe der Rinne bzw. des Schlitzes zwischen den beiden Armen des U-förmigen Querschnitts eingestellt werden. Hier¬ bei ist ein Übergang von einem Vollschaft bis zu einem U- förmigen Querschnitt mit sehr dünnen Armen denkbar. Die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung wird da¬ durch gewährleistet, daß die Prothesenko ponente im media¬ len, dorsomedialen und antero edialen Bereich jeweils eine geschlossene Fläche bildet.
Änderungen der Masse und/oder Steifigkeit sind beispiels¬ weise auch dadurch zu erreichen, daß teilweise durchgehende Bohrungen, wie Sackbohrungen, oder vollständig durchgehende Bohrungen im Prothesenschaft angebracht werden, insbesondere um die Masse und/oder Steifigkeit zu verringern. Anderer- seits können aufgebrachte Leisten und/oder Verstärkungen an der äußeren und/oder inneren Kontur der Prothese, beispiels¬ weise eines U-förmigen Prothesenschaftes, die Masse und/oder die Steifigkeit der Prothesenkomponente erhöhen. Dies kann entweder abschnittsweise oder durchgehend im wesentlichen über die gesamte Länge der Prothesenkomponente durchgeführt werden.
Die Anpassung der Masse und/oder Steifigkeit der Prothesen¬ komponente an die Knochendichte erfolgt vorzugsweise da¬ durch, daß eine lineare Korrelation zwischen der Knochen¬ dichte und der Masse bzw. Steifigkeit der Prothesenkompo- nente gegeben ist, d.h. daß beispielsweise bei einer Verdop¬ pelung der Knochendichte auch die Masse bzw. Steifigkeit der Prothese in dem entsprechenden Bereich der Prothesenkompo¬ nente prozentual verstärkt wird-.
im einzelnen kann, um eine solche individuelle Prothesenkom¬ ponente konstruieren und herstellen zu können, folgender¬ maßen vorgegangen werden:
Ein Patient mit einem deformierten und arthrotisch veränder- ten Hüftgelenk wird im Computertomographen untersucht, und es werden Stapelbilder beider Hüftgelenke digitalisiert und als Querschnittsbilder abgespeichert. Von den Querschnitts¬ bildern werden über bildanalytische Verfahren sogenannte Binärbilder erzeugt, d.h. schwarz-weiß Kontrastbilder, die mit ihrer inneren und äußeren Kontur erfaßt werden können und das Fe ur abbilden. Die innere Kontur wird in einem 3-D Modell zusammengesetzt. Vom Hüftgelenk wird das Rotati¬ onszentrum ermittelt und mit Hilfe der Bildanalyse als Ku¬ gelmittelpunkt zusammen mit dem Konturmodell dargestellt (siehe Figur) .
Die Schaftform der Prothesenkomponente kann dann an die Form der Markhöhle angepaßt werden. An mehreren, beispielsweise sechs bis zehn, vorzugsweise insgesamt neun Schnitten, die gleichmäßig über die Länge' des proximalen Femur verteilt sind, wird die Flächendichte des Knochens am Binärbild be¬ stimmt und in Vergleich zu einem korrespondierenden Schnitt eines zuvor ermittelten Normalfemur gesetzt. Aus diesem Ver¬ gleich ergibt sich ein Korrelationsfaktor als Maß für die Festigkeit des individuellen Knochens, aufgrund dessen das Verhältnis von Prothesen- zu Markhöhlenguerschnitt bestimmt wird. Entspricht die spezifische Knochendichte der des Nor¬ malfemur, so wird das Konturmodell der Markhöhle um 20 bis 30 % exzentrisch und/oder konzentrisch verkleinert, um den Querschnitt der Prothesenkomponente in der betreffenden Schnittebene festzulegen. Ist die spezifische Knochendichte kleiner als die des Normalfemur, so wird das Konturmodell entsprechend stärker verkleinert, um den Prothesenquer- schnitt festzulegen. Zwischen den einzelnen Schnittebenen können die Werte interpoliert werden. Die Prothesenquer- schnitte werden vorzugsweise so festgelegt, daß sich die Schichtdicke der die Prothese umgebenden Knochenzement¬ scheide etwa umgekehrt proportional zur jeweiligen Knochen¬ dichte verhält. Der Datensatz des Konturmodells wird zusam¬ men mit dem Rotationszentrum an eine CAD-Einheit weitergege¬ ben. In der CAD-Einheit wird die Achse des Kontur odells be- stimmt und Hinterschneidungen im Design korrigiert, und zwar in der Weise, daß die Prothesenkomponente, ohne am Knochen anzustoßen, im Knochenzement geradlinig und/oder mit einer leichten Schraubbewegung in die Markhöhle eingesetzt werden kann. Die so erhaltene Konstruktion wird an die Bildanalyse- Einheit zurückgegeben, wo ein Doppelkonturmodell mit der äußeren und inneren Kontur des Femur erzeugt wird, in das die Prothesenkomponente eingepaßt werden kann. Unter Berück¬ sichtigung und Korrektur des Vergrößerungsfaktors wird zum Schluß die Prothesenkomponente in das ap-Röntgenbild (Strah- lengang anterior-posterior) und axiale Röntgenbild proji- ziert und jeweils entlang ihrer Implantationsachse einge¬ setzt. Die Masse und/oder Steifigkeit der Prothese wird pro¬ portional zur Knochendichte festgelegt. Danach wird der CAD- Datensatz vervollständigt mit den Standardkonstruktionsdaten des Halskonus für die Kugelkopfaufnahme und für das Implan¬ tationsinstrumentarium (Einschlag/Ausschlag der Prothese) und an eine Fräseinheit weitergegeben. In der Fräseinheit wird von einem Rohling, z.B. in V4A-Stahl, die Prothesenkom¬ ponente gefräst. Nach Bearbeitung der Oberfläche wird die Prothesenkomponente gewaschen und sterilisiert und ist dann einsatzbereit.
Die Erfindung wird nachstehend anhand der beiliegenden Figur noch näher erläutert. Die Figur zeigt eine Ausführungsform der erfindungsgemäßen Prothesenkomponente, wobei zur näheren Erläuterung Querschnitte der Prothese sowie des inneren und äußeren Konturmodells des Femur in verschiedenen Schnittebe¬ nen eingezeichnet sind.
In der Figur ist die Prothese als (im implantierten Zustand) Vorderansicht gezeigt.
Die schematisch im Femurknochen dargestellte Prothese gemäß der Figur weist einen aufsteckbaren kugelförmigen Kopf 1 auf, der auf einem Konus 2 des Prothesenhalses 3 aufsitzt. Mit dem Bezugszeichen 4 ist das RotationsZentrum bezeichnet. Der Hals 3 ist fest mit einem Schaft 5 der Prothese verbun¬ den. In den etwa gleichmäßig über die Länge des proximalen Femur verteilten Schnittebenen, in denen die Flächendichte des Knochens bestimmt wird, sind die sich in der vorstehend beschriebenen Weise ergebenden optimalen Schaftquerschnitte 5' eingezeichnet. In der Figur sind acht Schaftquerschnitte 51 schraffiert eingezeichnet und außerdem zur Verdeutlichung noch drei Schaftquerschnitte herausgezogen. Vorzugsweise werden die Knochendichte und der sich daraus ergebende opti¬ male Schaftquerschnitt in sechs bis zehn, beispielsweise neun Schnittebenen bestimmt. Mit dem Bezugszeichen 6 ist das äußere Konturmodell und mit dem Bezugszeichen 7 das innere Konturmodell des Femur beispielhaft in den einzelnen Schnittebenen dargestellt, die sich jeweils aus der Bild¬ analyse ergeben. Ferner ist schematisch der die Prothesen- komponente umgebende Knochenzement 8 (Zementscheide) darge¬ stellt. Die Masse und/oder Steifigkeit der Prothese in den einzelnen Schnittebenen kann durch geeignete Gestaltung-.,der Schaftquerschnitte 5' eingestellt werden. Wenn z.B. eine niedrige Masse erwünscht ist, wird der Schlitz bzw. die Aus¬ nehmung in den U-förmigen Schaftquerschnitt entsprechend vergrößert, wobei gleichzeitig im medialen Bereich der Pro- these die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung zwischen Prothese und Knochen zur Verfügung steht. Bei einer Änderung der spezifischen Masse in einer Schnittebene ändert sich in der Regel auch die Steifigkeit der Prothesenkompo¬ nente in diesem Bereich. Mit dem Bezugszeichen 10 ist die Konstruktionsachse der Prothese bezeichnet, die gleichzeitig auch die Markhöhlenachse und die Implantationsachse dar¬ stellt.
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Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Femurprothesenkomponente zur Verankerung mittels Kno¬ chenzement im hüftgelenknahen Femurabschnitt, welche die ° größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung bietet und in ihrer Masse und/oder Steifigkeit auf die indivi¬ duellen Eigenschaften des Knochens einstellbar ist.
2. Femurprothesenkomponente nach Anspruch 1, wobei die 0 Schaftform der Prothese an die Form der Markhöhle anpa߬ bar ist.
3. Femurprothesenkomponente nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Verhältnis von Prothesenquerschnitt zu Markhöhlen¬ 5 querschnitt durch einen Korrelationsfaktor der Festig¬ keit des Knochens bestimmt ist, welcher aufgrund der spezifischen Knochendichte pro Flächeneinheit festgelegt wird.
4. Femurprothesenkomponente nach einem der Ansprüche l bis
3, wobei die Fläche des Prothesenquerschnittes zwischen 30 und 90 %, vorzugsweise 40 bis 80 % des Markhöhlen- querschnitts ausmacht.
5 5. Femurprothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis
4, wobei der Umfang des Querschnittes der Prothese kon¬ stant 60 bis 80 % der inneren Markhöhlenkontur ausmacht.
6. Femurprothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei sich die spezifische Masse der Prothese jeweils proportional zur Knochendichte verhält.
7. Femurprothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei als Material der Prothese eine CoCrMo-Legie- rung, Titan oder eine Titanlegierung, Stahl oder Kunst¬ stoff oder ein Verbundwerkstoff verwandt wird.
8. Verfahren zur Herstellung einer Femurprothesenkomponente nach einem der Ansprüche l- bis 7, wobei die Schaftform der Prothese zunächst an die Form der Markhöhle angepaßt wird, wobei die Markhöhle aus einer Serie von Schnitten
° dreidimensional rekonstruiert und ein Konturmodell des Femur mit äußeren und inneren Konturen erhalten wird.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Schnitte computer- tomographische Schnitte oder Kernspinschnitte oder hi- 0 stologische Schnitte sind.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei bei der Rekon¬ struktion der Markhöhle Stapelbilder der einzelnen Schnitte digitalisiert und elektronisch gespeichert und 5 anschließend, z.B. über Binärbilder, zu dem Konturmodell verarbeitet werden.
11. Verfahren nach einem der Ansprache 1 bis 10, wobei an einzelnen Schnitten Knochendichten ermittelt werden, aus denen bestimmte Flächenverhältnisse von Prothesenschaft- querschnitt und Markhöhlenquerschnitt festgelegt werden.
12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Knochendichte pro Flächeneinheit, verglichen mit der korrespondierenden 5 spezifischen Flächendichte eines Normalfemur, einen Fak¬ tor ergibt, der als Korrelationsfaktor der Festigkeit des Knochens bei der Bestimmung des Verhältnisses von Prothesenquerschnitt zu Markhöhlenguerschnitt verwendet wird.
13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das innere Konturmo¬ dell entsprechend dem Korrelationsfaktor um 20 bis 75 % im Querschnitt verkleinert wird, und zwar entweder ex¬ zentrisch oder konzentrisch, oder entlang der Konstruk- tionsachse der Prothese- wechselnd exzentrisch und kon¬ zentrisch.
14. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 13, wobei die Daten des Konturmodelles der Prothese an eine CAD/CAM- Einheit oder ein ähnliches Konstruktionssystem übertra¬ gen werden und dort in der Weise verarbeitet werden, daß das Konturmodell der Prothese so in das Konturmodell des Knochens eingepaßt wird, daß es entlang einer Implanta¬ tionsachse geradlinig und/oder mit einer Schraubbewegung implantiert werden kann.
15. Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 14, wobei aus der gemittelten Dichte einzelner Knochenschnitte die Masse und/oder Steifigkeit der Prothese in der Weise festgelegt wird, daß sie sich proportional zur Dichte des Knochens verhält und daß sich die Knochenzement- schichtdicke der Zementscheide etwa umgekehrt proportio¬ nal zur Knochendichte verhält.
16. Femurprothesenkomponente zur Verankerung mittels Kno¬ chenzement im hüftgelenknahen Femurabschnitt, herstell- bar mit einem Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 15.
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