WO1993021863A1 - Prothesenkomponente und verfahren zu ihrer herstellung - Google Patents

Prothesenkomponente und verfahren zu ihrer herstellung Download PDF

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WO1993021863A1
WO1993021863A1 PCT/EP1993/001002 EP9301002W WO9321863A1 WO 1993021863 A1 WO1993021863 A1 WO 1993021863A1 EP 9301002 W EP9301002 W EP 9301002W WO 9321863 A1 WO9321863 A1 WO 9321863A1
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Abstract

Die Erfindung betrifft eine zementfrei oder mit Knochenzement zu verankernde Prothesenkomponente 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

Prothesenko ponente und Verfahren zu ihrer Herstellung
Die Erfindung betrifft eine zementfrei oder mit Knochenze¬ ment zu verankernde Prothesenkomponente und ein Verfahren zu ihrer Herstellung.
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 Deformierbarkeit 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 ?»erden kann und dadurch enorme Stei . l.gkei.t bekommt (Draener -?t* 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. Auf der anderen Seite wurden sehr kompakte Femurknochen mit Prothesenkomponenten versorgt, ohne daß Knochenzement als Verankerungsmittel benutzt wurde, und diese Prothesenkompo¬ nenten sind teilweise bereits etwa 10 Jahre erfolgreich im¬ plantiert (Draenert und Draenert 1992) . Allerdings waren auch bei diesen Fällen die Ergebnisse wenig reproduzierbar.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine mit oder ohne Knochenzement zu verankernde Prothesenkomponente bereitzu¬ stellen, die gute Langzeitergebnisse bei der Implantation erwarten 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. Ein stabiler kompakter Knochen stellt eine gute Indikation dar für eine Metall-Knochen-Verankerung ohne Ver¬ wendung von Knochenzement. Hierbei kommt es vor allem auf zwei Dinge an: 1. eine möglichst große Primärstabilität der Verankerung zu erreichen und 2. eine möglichst große Ober¬ fläche für die Kraftübertragung zwischen Prothese und Kno¬ chen zur Verfügung zu stellen. Hierbei ist jedoch zu berück¬ sichtigen, daß die unterschiedlichen Kompartimente des Kno- chens, wie z.B. Epyphyse, Metaphyse und Diaphyse, gänzlich andere Formen und Festigkeiten aufweisen. Bei der Implanta¬ tion mit Knochenzement ist ebenfalls die Berücksichtigung der Form des knöchernen Betts, beispielsweise der Markhöhle, deswegen wichtig, da eine unvollständige Zementscheide zur frühen Zerstörung derselben führt. Es wurde zwar frühzeitig versucht, den Prothesenstiel der Markhöhle anzupassen, vgl. z.B. EP-A-0 038 908, doch zeigte sich schnell, daß die Viel¬ zahl der verschiedenen Formen der Knochen mit einem einzigen Implantatdesign nicht abzudecken waren (Noble et al., 1988); auch gab es keine Möglichkeiten, die Festigkeiten des Kno¬ chens zu erfassen und in das Prothesendesign einzubeziehen.
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 l Knochen nur dann stabile Verankerungen erkennen ließen, wenn
Implantate mit geringer Masse eingesetzt worden waren.
Im Rahmen der Erfindung zeigte sich, daß eine gute Korrela- tion besteht zwischen der Dichte eines Knochens und seiner Festigkeit. Die Dichte des Knochens kann deshalb erfindungs¬ gemäß 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 des knöcher¬ nen Betts des Knochens als auch die Festigkeit des Knochens zu erfassen und beim Design der Prothesenkomponente zu berücksichtigen. Aus diesen Versuchen ergab sich ein Design einer Prothesenkomponente, welche sich in idealer Weise in das knöcherne Bett einpassen läßt und in ihrer Masse und/oder Steifigkeit so verändert werden kann, daß jeweils die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung zwi¬ schen Prothese und Knochen zur Verfügung steht.
°i& erfindungsgemäße Prothesenkomponente ist in ihrer Masse und/oder Steifigkeit auf die individuellen Eigenschaften des Knochens einstellbar. Bei einer Femurprothesenkomponente ist z.B. im medialen, insbesondere edial-proximalen Bereich der Prothese die Biegesteifigkeit der Prothese der entscheidende 5 Faktor. Im lateralen Bereich der Prothese treten sowohl im distalen als auch im proximalen Bereich vor allem Zugspan¬ nungen auf, so daß dort auch die Zugfestigkeit der Prothese eine Rolle spielt. Insbesondere im distalen Bereich ist die Zugfestigkeit wichtig. Aufgrund der Muskelansätze, die Schenkelhals und Schenkelhalskopf frei lassen, treten auch Torsionskräfte auf. Bei anderen Prothesenkomponenten, z.B. Schulter-, Ellbogen-, Knie-, Hand-, Finger- oder Sprungge¬ lenkkomponenten, variieren die erwünschten Materialeigen¬ schaften ebenfalls in verschiedenen Bereichen der Prothesen- komponenten. Die vorstehend diskutierten Materialeigenschaf¬ ten werden in der vorliegenden Anmeldung meist als "Steifig¬ keit" zusammengefaßt. Erfindungsgemäß wird die Steifigkeit der Prothese und/oder deren Masse an die individuellen Eigenschaften 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- g n, daß die Knochendichte sehr stark variieren kann und z.B. beim Femur im spongiösen Bereich lediglich 15 bis 20 % der Dichte des Kompaktaknochens betragen kann. Die ge¬ wünschte Inhomogenität des Materials kann beispielsweise da¬ durch hergestellt werden, daß bei Verwendung eines porösen Materials die Porengröße variiert und im Bereich höherer Knochendichte kleiner eingestellt wird. Es können auch Ver¬ bundwerkstoffe als Material für die Prothesenkomponente ver¬ wendet werden, wobei beispielsweise der Fasergehalt des Ver¬ bundwerkstoffs über die Länge der Prothesenkomponente vari- ieren kann. Hierdurch läßt sich insbesondere die Steifigkeit der Prothesenkomponente 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 einer Femurprothesenkompo¬ nente zumindest über einen wesentlichen Teil ihrer Länge ü- förmig oder hufeisenförmig ist, wie in WO 90/02533 vorge- schlagen, kann die Querschnittsflache und damit die Prothe¬ senmasse 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. Hierbei ist ein Übergang von einem Vollschaft bis zu einem U-förmigen Querschnitt mit sehr dünnen Armen denkbar. Die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung wird dadurch gewährleistet, daß die Prothesenkomponente im media¬ len, dorsomedialen und anteromedialen 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 Protheεenkomponente 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 Gelenk wird im Computertomographen untersucht, und es werden Stapelbilder des Gelenks digitalisiert und als Quer¬ schnittsbilder abgespeichert. Von den Querschnittsbildern werden über bildanalytische Verfahren sogenannte Binärbilder erzeugt, d.h. schwarz-weiß Kontrastbilder, die mit ihrer in¬ neren und äußeren Kontur erfaßt werden können. Die innere Kontur wird in einem 3-D Modell zusammengesetzt. Vom Gelenk wird die Achse bzw. die Achsen ermittelt und mit Hilfe der Bildanalyse zusammen mit dem Konturmodell mit den Gelenkflä- chen dargestellt (siehe Figur am Beispiel einer Femurprothe¬ senkomponente) .
Die Schaftform der Prothesenkomponenten kann dann an die Form des knöchernen Betts angepaßt werden. An mehreren, vor- zugsweise insgesamt sechs bis zehn Schnitten, die gleich¬ mäßig über die Länge des Knochens verteilt sind, wird die Flächendichte des Knochens am Binärbild bestimmt und in Ver¬ gleich zu einem korrespondierenden Schnitt eines zuvor er¬ mittelten entsprechenden Normalknochens gesetzt. Aus diesem Vergleich ergibt sich ein Korrelationsfaktor als Maß für die Festigkeit des individuellen Knochens. Entspricht die spezi¬ fische Knochendichte der des Normalknochens, so wird das Konturmodell des knöchernen Betts bei der zementierten Komponente um 20 bis 50 % verkleinert, bei der zementfreien um 1 bis 20 %, vorzugsweise 5 bis 10 %, und zwar z.B. exzen¬ trisch und/oder konzentrisch, um den Querschnitt der Prothe¬ senkomponente in der betreffenden Schnittebene festzulegen. Ist die spezifische Knochendichte kleiner als die des Nor¬ malknochens, so wird das Konturmodell entsprechend stärker verkleinert, um den Prothesenquerschnitt festzulegen. Zwi¬ schen den einzelnen Schnittebenen können die Werte interpo¬ liert werden. Bei einer mit Knochenzement zu verankernden Prothesenkomponente wird der Prothesenquerschnitt vorzugs¬ weise so festgelegt, daß sich die Schichtdicke der umgeben¬ den Knochenzementscheide etwa umgekehrt proportional zur Knochendichte verhält. Der Datensatz des Konturmodells wird gegebenenfalls zusammen mit dem RotationsZentrum bzw. der Gelenkachse an eine CAD-Einheit weitergegeben. In der CAD- Einheit wird die Achse des Konturmodells bestimmt und Hin- terschneidungen im Design korrigiert, und zwar in der Weise, daß die Prothesenkomponente, ohne am Knochen anzustoßen, ge- gebenenfalls im Knochenzement geradlinig und/oder mit einer leichten Schraubbewegung eingesetzt werden kann. Die so er¬ haltene Konstruktion wird an die Bildanalyse-Einheit zurück¬ gegeben, wo ein Doppelkonturmodell mit der äußeren und inne¬ ren Kontur des Knochens erzeugt wird, in den die Prothesen- komponente eingepaßt werden kann. Unter Berücksichtigung und Korrektur des Vergrößerungsfaktors wird zum Schluß die Pro5- thesenkomponente in das ap-Röntcrenbild (Strahlengang anterior-posterior) und axiale RöntÜjnbild projiziert und jeweils entlang ihrer Implantationsachse eingesetzt. Die Masse und/oder Steifigkeit der Prothese wird proportional zur Knochendichte festgelegt. Danach wird der CAD-Datensatz vervollständigt mit den Standardkonstruktionsdaten der Pro¬ these und des ImplantationsInstrumentariums und an eine Fräseinheit weitergegeben. In der Fräseinheit wird von einem Rohling, z.B. in V4A-Stahl, die Prothesenkomponente 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 Ausfuhrungsform der erfindungsgemäßen Prothesenkomponente am Beispiel einer zementfreien Femurprothesenkomponente, wobei zur näheren Er¬ läuterung 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 dem 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 verbunden. 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 be¬ schriebenen 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 Schaltquerschnitt 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. Die Masse und/oder Steifigkeit der Prothese in den einzelnen Schnittebenen kann durch geeignete Gestal¬ tung der Schaftquerschnitte 5' eingestellt werden. Wenn z.B. eine niedrige Masse erwünscht ist, wird der Schlitz bzw. die Ausnehmung 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 8 ist die Konstruktionsachse der Prothese bezeichnet, die gleichzeitig auch die Markhöhlenachse und die Implantationsachse dar- stellt. Literatur:
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Claims

P a t e n t a n s p r ü c h e
1. Prothesenkomponente zur Verankerung mit oder ohne Kno¬ chenzement im epiphysären, meta- oder diaphysären Kno- chenabschnitt, welche die größtmögliche Oberfläche für die Kraftübertragung bietet und in ihrer Masse und/oder Steifigkeit auf die individuellen Eigenschaften des Kno¬ chens einstellbar ist.
2. Prothesenkomponente nach Anspruch 1, wobei die Schaft¬ form der Prothese an die Form des Knochenabschnitts an¬ paßbar ist.
3. Prothesenkomponente nach Anspruch 1 oder 2, wobei das Verhältnis von Prothesenquerschnitt zu Markhöhlenquer¬ schnitt durch einen Korrelationsfaktor der Festigkeit des Knochens bestimmt ist, welcher aufgrund der spezifi¬ schen Knochendichte pro Flächeneinheit festgelegt wird.
4« Prothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Fläche des Prothesenquerschnittes zwischen 30 und 90 %, vorzugsweise 40 bis 80 % des Querschnitts des knöchernen Betts ausmacht.
5. Prothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei der Umfang des Querschnittes der Prothese bei der zementierten Prothese konstant 60 bis 80 %, bei der ze¬ mentfreien Prothese 70 bis 95 %, vorzugsweise 80 bis 90 % der inneren Kontur des knöchernen Betts ausmacht.
Prothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei sich die spezifische Masse der Prothese bzw. ihre spezifische Steifigkeit jeweils proportional zur Kno¬ chendichte verhält.
Prothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei als Material der Prothese eine CoCrMo-Legierung, Titan oder eine Titanlegierung, Stahl oder Kunststoff oder ein Verbundwerkstoff verwandt wird.
8. Verfahren zur Herstellung einer Prothesenkomponente nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Schaftform der
Prothese zunächst an die Form des knöchernen Betts ange¬ paßt wird, wobei das knöcherne Bett aus einer Serie von Schnitten dreidimensional rekonstruiert und ein Kontur¬ modell des Knochens mit äußeren und inneren Konturen er- halten wird.
9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Schnitte computer- tomographische Schnitte oder Kernspinschnitte oder hi¬ stologische Schnitte sind.
10. Verfahren nach Anspruch 8 oder 9, wobei bei der Rekon¬ struktion des knöchernen Betts Stapelbilder der einzel¬ nen Schnitte digitalisiert und elektronisch gespeichert und anschließend, z.B. über Binärbilder, zu dem Kontur- modeil verarbeitet werden.
11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei an einzelnen Schnitten Knochendichten ermittelt werden, aus denen bestimmte Flächenverhältnisse von Prothesenschaft- querschnitt und Querschnitt des knöchernen Betts festge¬ legt werden.
12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Knochendichte pro Flächeneinheit, verglichen mit der korrespondierenden spezifischen Flächendichte eines Normalknochens, einen Faktor ergibt, der als Korrelationεfaktor der Festigkeit des Knochens bei der Bestimmung des Verhältnisses von Prothesenquerschnitt zu Querschnitt des knöchernen Betts verwendet wird.
13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei das innere Konturmo¬ dell entsprechend dem Korrelationsfaktor bei der zemen- tierten Prothese um 20 bis 50 %, bei der zementfreien von 1 bis 20 %, vorzugsweise 5 bis 10 % im Querschnitt verkleinert wird, und zwar z.B. entweder exzentrisch oder konzentrisch, oder entlang der Konstruktionsachse der Prothese wechselnd exzentrisch und konzentrisch.
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 der Steifigkeit den 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. Prothesenkomponente zur Verankerung mit oder ohne Kno¬ chenzement im epiphysären, meta- oder diaphysären Kno¬ chenabschnitt, herstellbar mit einem Verfahren nach ei¬ nem der Ansprüche 8 bis 15.
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