WO2003096938A2 - Schenkelhalsendoprothese - Google Patents

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WO2003096938A2
WO2003096938A2 PCT/EP2003/005128 EP0305128W WO03096938A2 WO 2003096938 A2 WO2003096938 A2 WO 2003096938A2 EP 0305128 W EP0305128 W EP 0305128W WO 03096938 A2 WO03096938 A2 WO 03096938A2
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Volkmar Jansson
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Centerpulse Orthopedics Ltd.
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    • A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
    • A61F2310/00011—Metals or alloys
    • A61F2310/00029—Cobalt-based alloys, e.g. Co-Cr alloys or Vitallium

Definitions

  • the invention relates to an endoprosthesis for anchoring in the femoral neck of the femur.
  • Lamellar nail used for stabilization in the femoral neck (Thomson JEM (1952) A prosthesis for the femoral head. The Journal of bone and Joint surgery 34- A No 1: 175-182)
  • DE 837 294 also describes a femoral neck prosthesis with smaller lamellae and spikes on the osteotomy surface.
  • a disadvantage of the fairly widespread pressure disc endoprosthesis (DE 2724234 C2) is that a so-called “tab” must be attached below the trochanter major in order to tension the so-called “pressure disc” lying on the resection plane. Since the support surface of the thrust washer is not suitable for introducing significant rotation and bending loads around the longitudinal axis of the endoprosthesis into the bone, the bracing is in phase the bone healing in the pressure disc prosthesis is essential. However, the "tab” required for this means not only an additional surgical measure, but often also pain for the patient in the area of the tab located directly under the muscles.
  • Another disadvantage is the high loosening rate of the pressure disc endoprostheses varus misalignments) there is an overload of the bone bearing on the calcar femoris and the endoprosthesis migrates to a further varus position and ultimately a loosening of the implant.
  • the reason for the overloading of the bone bearing on the calcar femoris is likely to be the small support surface mentioned above lack of rotation and bending stability around the longitudinal axis of the pressure disc endoprosthesis.
  • a disadvantage of the systems described in DE 3839704 A1 and DE 19842554 A1 is the complicated intraoperative anchoring of the endoprostheses and the unclear blood supply to the remaining bone after the thread has been cut, since the bone is severely cut open from the inside and damaged accordingly.
  • the fixation in the bone should, in particular, be easy to handle intraoperatively.
  • At least two ribs - in a preferred embodiment of the invention four ribs (1) circularly - are arranged around the longitudinal axis of the endoprosthesis.
  • the outer boundary of the ribs is adapted to the oval cross-section and possibly also the proximal expansion of the femoral neck. In the distal direction, the ribs can also lose depth or leak completely.
  • the cross-section of the endoprosthesis increases in the proximal area and forms a wide support collar (2) interrupted by the ribs for the proximal load introduction into the femur.
  • the angle (6) at the level of the osteotomy plane in the sectional plane (4) between the support collar and the osteotomy plane through the longitudinal axis of the endoprosthesis is greater than 40 ° , It is also advantageous if the support collar formed in this way opens into an additional end plate (3). It is advantageous if the depth of each rib (7) at least at one point is> 10% of the endoprosthesis diameter (5) measured at the osteotomy level. With a typical femoral neck diameter at this point of 30 mm, the depth of each rib should be at least 3 mm at one point.
  • the proximal area of the endoprosthesis has a special microstructuring or coating which Bone growth in this area is favored and prevented in the distal area. This leads to increased load introduction in the proximal area and axial sliding of the endoprosthesis in the distal area, so that the effect of stress shielding with the dreaded bone atrophy in the proximal area is prevented.
  • the coated or microstructured proximal area should not extend deeper than 40 mm into the neck of the femur.
  • the endoprosthesis In order to support this effect of the proximal load introduction, it can make sense in a preferred embodiment of the endoprosthesis to provide a recess (10) at the lateral end (ie the distal end of the prosthesis), for example in the sense of a hole, so that there is no growth here of the bone and therefore no load transfer can take place.
  • Advantageous materials for the endoprosthesis are titanium or the titanium alloys intended for endoprostheses, in particular TiAIV, TiAIFe or TiAINi alloys.
  • Other metals intended for endoprostheses, e.g. Co-based are also suitable.
  • distal fixation can also be used to brace the endoprosthesis. It is particularly advantageous if this fixation is carried out, for example, in the sense of screw anchoring from proximal to distal (in the sense of an "anterograde" tensioning of the endoprosthesis in the bone, see arrow (9)), so that the femur is at the trochanter major area does not have to be freed from the lateral to accommodate a tab or the like, in a preferred embodiment of the invention a screw (8) is screwed from proximal to distal into the femoral neck, cancellous bone (15) (cf. also FIG. 4).
  • This screw can also perforate the lateral cortex (14) for better anchoring in the bone.
  • the endoprosthesis is then pushed over the proximal end of the screw and with the help of another screw which is pushed through a central hole in the endoprosthesis in direction (9), screwed into the screw in the bone, which has a thread in this area. It is advantageous if this is in the Bone-cutting thread and the thread in this screw for receiving the second screw are designed in opposite directions. It can also be advantageous if at least one of the two screws is made of a resorbable material, so that the endoprosthesis is only braced during the critical bone healing phase. In addition to screw connections, other connections such as dowels are of course also conceivable, in particular for anchoring in the bone.
  • the endoprosthesis is designed with a slight curvature in order to ensure a better geometrical adaptation to the femoral neck geometry, particularly in the case of larger patients.
  • FIG. 1 shows a side view of a preferred embodiment of the endoprosthesis with four ribs and a representation of the reference plane
  • FIG. 2 shows an oblique view from laterally distal to the same preferred embodiment of the endoprosthesis with four ribs
  • FIG. 3 shows another embodiment with Spannele -, ment for anterograde tensioning of the endoprosthesis in the bone
  • FIG. 4 an embodiment corresponding to FIG. 3 with an uninterrupted bone screw.
  • Fig. 1 shows a preferred embodiment of the endoprosthesis anchored in the femoral neck with four ribs.
  • the depth (7) of the ribs (1) should be at least 10% of the diameter (5) of the endoprosthesis measured at the osteotomy level (16).
  • the diameter of the endoprosthesis increases in the proximal direction and forms a wide support collar (2).
  • the angle (6) of the support collar on the osteotomy plane - measured in the sectional plane passing through the longitudinal axis of the endoprosthesis - should be greater than 20 °.
  • the support collar opens into an end plate (3).
  • FIG. 2 shows the preferred embodiment shown in FIG. 1 of the endoprosthesis anchored in the femoral neck with four ribs in a lateral distal view. This view also clearly shows the recess (10) located laterally in the bone for reducing the distal load introduction into the bone.
  • FIG. 3 shows the preferred embodiment shown in FIG. 1 of the endoprosthesis anchored in the femoral neck with four ribs in a lateral distal view with a distal fixation element.
  • the fixation element is designed as a screw anchor with the help of an interrupted thread for better bony integration.
  • FIG. 4 corresponds to an embodiment analogous to FIG. 3.
  • the fixation element in this case is an uninterrupted bone screw (8) with a cylindrical head part which has an internal hexagon (13).
  • the core hole of the bone screw (8) is pre-drilled.
  • the bone screw is then screwed in to a predetermined depth and the prosthesis is hammered in.
  • a rod (not shown) inserted in the internal thread of the bone screw can be used as a centering aid.
  • the prosthesis In its end position, the prosthesis is guided through the cylindrical part of the bone screw.
  • the subsequent screwing in of a tension screw (11) creates a tension between the bone screw and the prosthesis for the primary anchoring.
  • An artificial joint ball (not shown) can then be placed on a cone (12).
  • This shaping ensures that the load is introduced at the implanta bone border at least essentially in the direction of the natural trabecular bone structure, as a result of which long-term stability can be achieved.
  • This form of support collar is particularly advantageous for prostheses anchored in the femoral neck alone. These prostheses are naturally relatively short, so that they only have comparatively small anchoring areas. Improvements in the dimensional stability, such as those achieved by the increase in cross-section according to the invention, can increase the primary stability to such an extent, even if this improvement is only relatively small, that any remaining relative movements between the implant and the bone are below a permissible maximum value of, for example, 150 ⁇ m and a particularly good ingrowth of the implant is possible.
  • the angle (6) between the surface of the prosthesis and the longitudinal axis of the prosthesis at the osteotomy plane (16) is approximately in any sectional plane (4) that extends through the longitudinal axis of the prosthesis, but not through the ribs (1) 90 °.
  • the increase in cross-section is preferably such that the maximum cross-sectional area of the prosthesis in the region of the support collar (2) lying in the bone is in the range from 1.5 to 6 times the cross-sectional area of the prosthesis before the increase in cross-section. In the embodiment shown in Fig. 1, the maximum cross-sectional area of the support collar (2) within the bone is 4 times the cross-sectional area of the prosthesis before the cross-sectional increase of the support collar (2).
  • An end prosthesis designed in this way with a 1.5 to 6-fold enlargement of the cross-sectional area within the bone results in a proximal loading of the bone, which stimulates the bone growth in this area in a particularly effective manner, thereby achieving a long-term stable anchoring of the prosthesis in the bone becomes.

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Abstract

Es wird eine im Schenkelhals liegende Endoprothese vorgestellt, welche durch die Kombination eines breiten Abstützkragens (2) mit einlaufenden Rippen (1) über eine rotations- und biegestabile proximale Verankerung direkt an der Osteotomieebene verfügt, so dass in dem wichtigen proximalen Bereich direkt an der Osteotomieebene eine maximale Stabilität erreicht wird. Zusätzlich kann über ein von proximal eingebrachtes Verankerungselement fakultativ die Stabilität während der Einheilungsphase durch Verspannen der Endoprothese gegen den Knochen erhöht werden.

Description

Schenkelhalsendoprothese
Die Erfindung betrifft eine Endoprothese zur Verankerung im Schenkelhals des Oberschenkelknochens.
Die langfristig stabile Verankerung von künstlichen Gelenken (Endoprothesen) im Knochen stellt eine der großen Herausforderungen in der Orthopädie und Unfallchirurgie dar. Da nach wie vor alle im Knochen verankerten Endoprothesen eines Tages auslockern, stellt sich die Frage nach möglichst proximal verankernden Endoprothesen, da durch die proximale Belastung des Knochens das Knochen- Wachstum in diesem Bereich angeregt und eine Knochenatrophie im Sinne des sogenannten „stress shieldings" vermieden wird. Bei einer Auslockerung steht dann im proximalen Bereich des Oberschenkelknochens i.a. noch ausreichend Knochenmasse zur Verfügung, so dass die Voraussetzungen bei einer Wechseloperation günstiger sind. Bei den ganz proximal und nur im Schenkelhals liegen- den Prothesen (den sogenannten „Schenkelhalsprothesen") sind die Bedingungen bei einer Wechseloperation sogar ganz besonders günstig, da die Auslockerung derartiger kleiner Implantate meistens nur einen geringen Knochenverlust bedingen.
Bereits 1952 stellte Thomson eine solche im proximalen Oberschenkelknochen liegende Endoprothese vor, die das Prinzip des damals schon bekannten
Lamellennagels zur Stabilisierung im Schenkelhals ausgenutzt (Thomson JEM (1952) A prosthesis for the femoral head. The Journal of bone and Joint surgery 34- A No 1 :175-182)
1977 wurde eine Schenkelhalsprothese vorgestellt (DE 2724234 C2), welche sich mit Hilfe einer „Druckscheibe" auf der Osteotomieebene am Schenkelhals abstützt (s.a.: Huggler AH, Jacob HAC (1980) A new approach towards hip-prosthesis design. Arch Orthop Traumat Surg 97:141-144). Diese sogenannte „Druckschei- benendoprothese" stellt die heutzutage verbreitetste Endoprothese dieses Typs dar.
Auch von anderen Autoren wurden weitere sogenannte „Schenkelhalsprothesen" entwickelt, so z.B. die sogenannte „Cigar-Prothese" (DE 19601340 C1 ) und ihr Nachfolger, die sogenannte „Cut-Prothese" (DE 19720493 C1 und DE 29921577 U1 ).
Hochinteresant sind auch die Bemühungen von Munting und Verhelpen (Munting E, Verhelpen M (1995) Fixation and effect on bone strain pattern of a femoral stemless hip prosthesis. Journal of biomechanics Vol 28 No 8: 949-961 ), das Problem der komplexen Krafteinleitung in das calcar femoris zu berücksichtigen.
Auch in DE 837 294 wird eine Schenkelhalsprothese mit kleineren Lamellen und Einspießungen an der Osteotomiefläche beschrieben.
Auch in DE 3839704 A1 und DE 19842554 A1 werden Schenkelhalsprothesen beschrieben, die das Problem der verteilten Lasteinleitung durch eine Abstützung über eine Reihe von in den Knochen des Schenkelhalses ragenden Stäben realisiert.
Trotz der vielfältigen Bemühungen sind die aus dem Stand der Technik bekannten im Schenkelhals verankernden Endoprothesen mit einer Reihe von Nachteilen behaftet, welche bei allen bisher bekannten und implantierten Endoprothesen zu hohen Auslockerungsraten und schlechten klinischen Ergebnissen oder zu anderen Problemen geführt haben.
Nachteilig bei der recht verbreiteten Druckscheibenendoprothese (DE 2724234 C2) ist, dass eine sogenannte „Lasche" unterhalb des trochanter majors angebracht werden muss, um die der Resektionsebene aufliegenden sogenannten „Druckscheibe" zu verspannen. Da die Abstützfläche der Druckscheibe nicht geeignet ist, wesentliche Rotations- und Biegebelastungen um die Längsachse der Endoprothese in den Knochen einzuleiten, ist die Verspannung in der Phase der Knocheneinheilung bei der Druckscheibenprothese unumgänglich. Die dafür erforderliche „Lasche" bedeutet jedoch nicht nur eine zusätzliche operative Maßnahme, sondern für den Patienten oft auch Schmerzen an dem direkt unter der Muskulatur liegenden Laschenbereich. Ein weiterer Nachteil liegt in der hohen Lockerungsrate der Druckscheibenendoprothesen. Insbesondere bei nicht exakt positionierten Endoprothesen (speziell varus-Fehlstellungen) kommt es zu einer Überlastung des Knochenlagers am calcar femoris und zu einer Wanderung der Endoprothese in eine weitere varus-Stellung und letztendlich zu einer Auslockerung des Implantates. Grund für die Überlastung des Knochenlagers am calcar femoris dürfte die schon erwähnte kleine Auflagefläche bei fehlender Rotationsund Biegestabilität um die Längsachse der Druckscheibenendoprothese sein.
Die sogenannte „Cigar-Prothese" ist bereits wieder vom Markt verschwunden: Fehlende Rotationsstabilität und zu kleine Verankerungsflächen am calcar femoris bedingten ein schnelles Implantatversagen mit früher Auslockerung. Auch über das Nachfolgemodell, die sogenannte „Cut-Prothese" werden sehr unterschiedliche Ergebnisse mit zum Teil hohen Implantatversagen berichtet (Kongressberichte). Auch hier reicht offensichtlich die Rotations- und Biegestabilität nicht aus, um langfristig eine ausreichende Stabilität im Knochenlager zu gewährleisten.
Bei der von Munting und Verhelpen vorgestellten Endoprothese erscheint problematisch, dass bei diesem Konzept eine der Druckscheibenendoprothese ähnliche Krafteinleitung direkt und weitgehend nur an der Osteotomiefläche erfolgen soll und des weiteren eine der Druckscheibenendoprothese ähnliche Schraubenverspannung über eine dem Oberschenkelknochen von außen angeschraubte Lasche und einer weiteren Zugschraube erfolgen soll, was intraoperativ einen hohen Aufwand und entsprechendes Ablösen der Muskulatur bedeutet. Ob die planen Verankerungsflächen auf Dauer eine ausreichende Rotations- und Biegestabilität bei mit der Zeit nachlassender Schraubenspannung im Knochen gewährleisten, muss abgewartet werden. Leider wurde bei der von Thomson vorgestellten Prothese das Problem der Auflagefläche im calcar femoris und insbesondere die Rotationsstabilität trotz der verwendeten Lammellen im distalen Abschnitt der Endoprothese zu wenig bedacht und - aus heutiger Sicht - das Material mit Kunststoffen und glatten Metall- flächen falsch gewählt. Insbesondere die geringe Dimensionierung der Rippen (= Lamellen), welche proximal an dem bedeutsamen Lasteinleitungsbereich nicht mehr wirksam sind, lassen eine lastabstützende Wirkung der Rippen in diesem Bereich nicht zu. Auch lässt die geringe Dimensionierung der Rippen und das Fehlen derselben im proximalen Bereich keine wesentliche Rotations- und Biege- Stabilität um die Längsachse der Endoprothese erwarten. Es steht zu vermuten, dass der wesentliche Sinn der Lamellen - wie damals üblich - in der Möglichkeit eines axialen Gleitens der Endoprothese gesehen wurde. Ein Versagen der Endoprothese war damit insgesamt vorprogrammiert.
Dieses trifft auch für DE 837 294 zu: Auch hier sind die Lamellen nicht in den Abstützkragen integriert und damit nicht am Ort der maximalen Lasteinleitung und hohen Knochendichte wirksam.
Nachteilig bei den in DE 3839704 A1 und DE 19842554 A1 beschriebenen Systemen ist die komplizierte intraoperative Verankerung der Endoprothesen sowie die unklare Blutversorgung des verbliebenen Knochens nach Schneiden des Gewindes, da hierbei der Knochen von innen her stark aufgeschnitten und entsprechend geschädigt wird.
Es stellt sich daher erfindungsmäßig die Aufgabe, eine für den Schenkelhals des Oberschenkelknochens vorgesehene Endoprothese zu schaffen, die sicher und biologisch sinnvoll bei weitgehendem Erhalt der knöchernen Blutversorgung im Knochenlager verankert werden kann. Die Fixierung im Knochen soll insbesondere intraoperativ einfach zu handhaben sein. Ferner sollen insbesondere eine möglichst großflächige Lasteinleitung im Bereich des calcar femoris (am Ort der größten Lasteinleitung und der größten Knochendichte) sowie eine hohe Rotati- ons- und Biegestabilität um die Längsachse der Endoprothese gewährleistet sein. Ein „stress shielding" durch Lasteinleitung distal des calcar femoris soll dabei insbesondere vermieden werden.
Diese Aufgabe wird erfindungsmäßig durch die Merkmale des Anspruchs 1 gelöst. Durch die Kombination eines breiten Abstützkragens mit in diesem Kragen liegenden, in Längsrichtung der Endoprothese verlaufenden Rippen wird eine maximale Stabilität in Bezug auf Biege- und Rotationsstabilität erreicht und somit eine Lasteinleitung im proximalen Knochenlager induziert, so dass eine Knochenatrophie infolge des stress shieldings in diesem Bereich verhindert werden kann.
Dabei werden mindestens zwei Rippen - in einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung vier Rippen (1 ) zirkulär - um die Längsachse der Endoprothese angeordnet. Die äußere Begrenzung der Rippen ist dabei dem ovalen Querschnitt und ggf. auch der proximalen Aufweitung des Schenkelhalses angepasst. Nach distal können die Rippen auch an Tiefe verlieren oder komplett auslaufen. Im proximalen Bereich wächst der Querschnitt der Endoprothese an und bildet einen von den Rippen unterbrochenen breiten Abstützkragen (2) zur proximalen Lasteinleitung in das Femur. Damit es zu einer verteilten Lasteinleitung in Richtung der trabekulären Strukturen des Knochens kommt, ist es günstig, wenn auf Höhe der Osteotomieebene der Winkel (6) in der durch die Längsachse der Endoprothese ziehenden Schnittebene (4) zwischen Abstützkragen und Osteotomieebene größer als 40° ist. Vorteilhaft ist es auch, wenn der so gebildete Abstützkragen in eine zusätzliche Abschlussplatte (3) einmündet. Vorteilhaft ist es, wenn die Tiefe jeder Rippe (7) wenigstens an einer Stelle > 10% des an der Osteotomieebene gemessen Endoprothesendurchmessers (5) beträgt. Bei einem typischen Schenkelhals- durchmesser an dieser Stelle von 30 mm sollte also die Tiefe jeder Rippe mindestens an einer Stelle 3 mm betragen.
Besonders vorteilhaft ist es auch, wenn der proximale Bereich der Endoprothese über eine spezielle Mikrostrukturierung oder Beschichtung verfügt, die das An- wachsen des Knochens in diesem Bereich begünstigt und im distalen Bereich verhindert. Dadurch kommt es im proximalen Bereich zu einer verstärkten Lasteinleitung und im distalen Bereich zu einem axialen Gleiten der Endoprothese, so dass der Effekt des stress shieldings mit der gefürchteten Knochenatrophie im proximalen Bereich verhindert wird. Dabei sollte der beschichtete bzw. mikrostrukturierte proximale Bereich nicht tiefer als 40 mm in den Schenkelhals reichen. Um diesen Effekt der proximalen Lasteinleitung zu unterstützen, kann es in einer bevorzugten Ausführung der Endoprothese sinnvoll sein, eine Aussparung (10) am lateralen Ende (also dem distalen Prothesenende), z.B. im Sinne einer Boh- rung, vorzusehen, so dass hier kein Anwachsen des Knochens und somit keine Lastübertragung erfolgen kann.
Vorteilhafte Materialien für die Endoprothese sind Titan bzw. die für Endoprothesen vorgesehenen Titanlegierungen, insbesondere TiAIV, TiAIFe oder TiAINi - Legierungen. Auch andere für Endoprothesen vorgesehene Metalle, z.B. auch auf Co-Basis, sind geeignet.
In einer weiteren Ausführungsform der Erfindung kann zur Verspannung der Endoprothese auch eine Fixierung nach distal vorgenommen werden. Besonders vorteilhaft ist es, wenn diese Fixierung z.B. im Sinne einer Schraubenverankerung von proximal nach distal ausgeführt wird (im Sinne einer „anterograden" Verspan- nung der Endoprothese im Knochen, s. Pfeil (9)), so dass das Femur am trochan- ter major Bereich nicht von lateral zur Aufnahme einer Lasche o.a. freipräpariert werden muss. Dazu wird in einer bevorzugten Ausführung der Erfindung eine Schraube (8) von proximal nach distal in den Schenkelhals, Spongiosa (15), eingeschraubt (vgl. auch Fig. 4). Diese Schraube kann zur besseren Verankerung im Knochen auch die laterale Kortikalis (14) perforieren. Die Endoprothese wird dann über das proximale Ende der Schraube geschoben und mit Hilfe einer weiteren Schraube, welche durch eine zentrale Bohrung der Endoprothese in Richtung (9) geschoben wird, in der im Knochen liegenden Schraube, welche in diesem Bereich über ein Gewinde verfügt, verschraubt. Vorteilhaft ist es, wenn das in den Knochen einschneidende Gewinde und das in dieser Schraube befindliche Gewinde zur Aufnahme der zweiten Schraube, gegenläufig ausgeführt sind. Vorteilhaft kann es auch sein, wenn mindestens eine der beiden Schrauben aus einem resorbierbaren Material hergestellt ist, so dass die Verspannung der Endoprothese nur während der kritischen Knocheneinheilungsphase erfolgt. Natürlich sind außer Schraubverbindungen auch andere Verbindungen wie Dübel insbesondere zur Verankerung im Knochen denkbar.
Vorteilhaft kann es auch sein, wenn die Endoprothese in leichter Krümmung ausgeführt wird, um insbesondere bei größeren Patienten eine bessere geometri- sehe Anpassung an die Schenkelhalsgeometrie zu gewährleisten.
Die Erfindung und das Umfeld der Endoprothese sowie die Einbringung mit zusätzlicher Schraubenfixierung von proximal nach distal wird in den Zeichnungen anhand einiger bevorzugter Ausführungsbeispiele näher erläutert.
Dabei zeigt die Fig. 1 eine Seitenansicht einer bevorzugten Ausführung der En- doprothese mit vier Rippen und einer Darstellung der Bezugsebene, Fig. 2 eine Schrägansicht von lateral distal der gleichen bevorzugten Ausführung der Endoprothese mit vier Rippen, Fig. 3 eine weitere Ausführungsform mit Spannele- , ment zur anterograden Verspannung der Endoprothese im Knochen und Fig. 4 eine Ausführung entsprechend Fig. 3 mit einer nicht unterbrochenen Knochen- schraube.
Fig. 1 zeigt eine bevorzugte Ausführung der im Schenkelhals verankernden Endoprothese mit vier Rippen. Die Tiefe (7) der Rippen (1 ) sollte mindestens 10% des Durchmessers (5) der Endoprothese gemessen an der Osteotomieebene (16) betragen. Der Durchmesser der Endoprothese wächst nach proximal hin an und bildet einen breiten Abstützkragen (2). Der Winkel (6) des Abstützkragens an der Osteotomieebene - gemessen in der durch die Längsachse der Endoprothese ziehenden Schnittebene - sollte größer als 20° sein. Zur Verbesserung der Aufla- ge des Abstützkragens auf dem Knochen an der Osteotomieebene mündet der Abstützkragen in eine Abschlussplatte (3).
Fig. 2 zeigt die in der Fig 1 dargestellte bevorzugte Ausführung der im Schenkelhals verankernden Endoprothese mit vier Rippen in der Ansicht von lateral distal. In dieser Ansicht gut zu erkennen ist auch die im Knochen lateral gelegene Aussparung (10) zur Reduktion der distalen Lasteinleitung in den Knochen.
Fig. 3 zeigt die in der Fig 1 dargestellte bevorzugte Ausführung der im Schenkelhals verankernden Endoprothese mit vier Rippen in der Ansicht von lateral distal mit distalem Fixationselement. Das Fixationselement ist in diesem Fall als Schraubverankerung mit Hilfe eines unterbrochenen Gewindes zur besseren knöchernen Integration ausgeführt. Eine zweite, nicht dargestellte Schraube, welche durch eine zentrale Bohrung in der Endoprothese in Richtung (9) eingeschoben wird, kann in ein in der Schraube (8) befindliches Gewinde eingeschraubt werden, um so die Endoprothese in der durch den Pfeil angedeuteten Richtung (9) zu verspannen, so dass Abstützkragen (2) und Abschlussplatte (3) gegen den Knochen gepresst werden.
Fig. 4 entspricht einer Ausführung analog zu Fig. 3. Gezeigt ist ein Längsschnitt durch eine implantierte Prothese. Das Fixationselement ist in diesem Fall eine nicht unterbrochene Knochenschraube (8) mit einem zylindrischen Kopfteil, der einen Innensechskant (13) aufweist. Die Kernbohrung der Knochenschraube (8) wird vorgebohrt. Anschließend wird die Knochenschraube auf eine vorgegebene Tiefe eingedreht und die Prothese eingeschlagen, wobei als Zentrierhilfe ein im Innengewinde der Knochenschraube eingesteckter Stab (nicht gezeigt) verwendet werden kann. In ihrer Endposition ist die Prothese durch den zylindrischen Teil der Knochenschraube geführt. Durch das nachträgliche Eindrehen einer Zugschraube (11 ) wird für die Primärverankerung eine Zugspannung zwischen Knochenschraube und Prothese erzeugt. Anschließend kann eine künstliche Gelenkkugel (nicht gezeigt) auf einen Konus (12) aufgesetzt werden. Es hat sich herausgestellt, dass eine optimale Verteilung der Lasteinleitung in Richtung der trabekulären Strukturen des Knochens erreicht werden kann, wenn der Querschnittsanstieg zur Bildung des Abstützkragens progressiv erfolgt und die Prothesenoberfläche im Bereich des Abstützkragens konkav ausgebildet ist. Besonders vorteilhaft ist es, wenn die Oberfläche der Prothese im Bereich des Abstützkragens zumindest im Wesentlichen senkrecht zu den Knochentrabekeln des calcar femoris orientiert ist. Hierdurch werden auf besonders wirksame Weise Anreize zum Anwachsen des Knochens geschaffen, d.h. es erfolgt eine optimale Stimulierung des Knochenwachstums durch den auf diese Weise geformten Abstützkragen. Durch diese Formgebung wird erreicht, dass die Lasteinleitung an der Implanta Knochengrenze zumindest im Wesentlichen in Richtung der natürlichen trabekulären Knochenstruktur erfolgt, wodurch eine Langzeitstabilität erzielt werden kann. Von besonderem Vorteil ist diese Form des Abstützkragens für allein im Schenkelhals verankerte Prothesen. Diese Prothesen sind naturgemäß relativ kurz, so dass sie lediglich über vergleichsweise kleine Verankerungsflächen verfügen. Verbesserungen der Formstabilität, wie sie durch den erfindungsgemäßen Querschnittsanstieg erzielt werden, können selbst dann, wenn diese Verbesserung nur relativ gering ist, die Primärstabilität derart weit steigern, dass eventuell noch verbleibende mögliche Relativbewegungen zwischen Implantat und Knochen unterhalb eines zulässigen Maximalwertes von beispielsweise 150 μm liegen und ein besonders gutes Einwachsen des Implantates möglich wird.
In einer besonders bevorzugten Ausführungsform beträgt in einer beliebigen durch die Längsachse der Prothese, nicht jedoch durch die Rippen (1 ) ziehenden Schnittebene (4) der Winkel (6) zwischen der Oberfläche der Prothese und der Längsachse der Prothese an der Osteotomieebene (16) etwa 90°. Der Querschnittsanstieg erfolgt dabei vorzugsweise derart, dass die maximale Querschnittsfläche der Prothese im Bereich des im Knochen liegenden Abstützkragens (2) im Bereich des 1 ,5 bis 6-fachen der Querschnittsfläche der Prothese vor dem Querschnittsanstieg beträgt. Bei der in Fig. 1 gezeigten Ausführung beträgt die maximale Querschnittsfläche des Abstützkragens (2) innerhalb des Knochens das 4-fache der Querschnittsfläche der Prothese vor dem Querschnittsanstieg des Abstützkragens (2).
Eine derart ausgebildete Endeprothese mit einer 1 ,5 bis 6-fachen Vergrößerung der Querschnittsfläche innerhalb des Knochens hat eine proximale Belastung des Knochens zur Folge, die das Knochenwachstum in diesem Bereich auf besonders wirksame Weise anregt, wodurch eine langfristig stabile Verankerung der Prothese im Knochen erzielt wird.
Bezugszeichenliste
Rippe
Abstützkragen
Abschlussplatte
Schnittebene
Durchmesser
Winkel
Rippentiefe
Schraube
Einschubrichtung
Aussparung
Zugschraube
Konus
Innensechskant laterale Kortikalis
Spongiosa
Osteotomieebene

Claims

Patentansprüche
1. Endoprothese zur zementfreien knöchernen Verankerung im Schenkelhals von Oberschenkelknochen, dadurch gekennzeichnet, dass die Endoprothese mindestens zwei in Längsrichtung der Endoprothese verlaufende Rippen (1) aufweist, welche an die Osteotomieebene (16) heranreichen, und dass der Querschnitt der Endoprothese zur Bildung eines Abstützkragens
(2) nach proximal hin ansteigt.
2. Endoprothese nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnitt stetig ansteigt.
3. Endoprothese nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnitt progressiv ansteigt.
4. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnitt derart ansteigt, dass im Bereich des Abstützkragens
(2) die Oberfläche der Prothese konkav ausgebildet ist.
5. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnitt derart ansteigt, dass im implantierten Zustand die Oberfläche der Prothese im Bereich des Abstützkragens (2) zumindest näherungsweise senkrecht zu den Knochentrabekeln des calcar femoris orientiert ist.
6. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnitt derart ansteigt, dass in einer beliebigen durch die
Längsachse der Prothese, nicht jedoch durch die Rippen (1) ziehenden Schnittebene (4) der Winkel (6) zwischen der Oberfläche der Prothese und der Längsachse der Prothese an der Osteotomieebene (16) größer als 20° ist.
7. Endoprothese nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, dass der Winkel größer als 40° ist.
8. Endoprothese nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, dass der Winkel größer als 80° ist und insbesondere etwa 90° beträgt.
9. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Querschnittsanstieg in einem maximal etwa 40 mm betragenden Abstand von der Osteotomieebene (16) beginnt.
10. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die maximale Querschnittsfläche der Prothese im Bereich des Abstützkragens (2) im Bereich des 1 ,5 bis 6-fachen der Querschnittsfläche der Prothese vor dem Querschnittsanstieg beträgt.
11. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der nach proximal hin ansteigende Querschnitt in einer auf der Osteo- tomiefläche aufliegenden und der knöchernen Querschnittsform angepass- ten Abschlussplatte (3) endet.
12. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der distale Abschnitt der Prothese eine zentrale Ausnehmung (10) aufweist, die das Anwachsen von Knochen in diesem Bereich der Prothese verhindert.
13. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der proximale Abschnitt der Prothese mikrostrukturiert und/oder mit osteoinduktiven Substanzen beschichtet, im distalen Bereich aber glatt ausgeführt ist, so dass die knöcherne Integration im proximalen Bereich verbessert und im distalen Bereich erschwert wird.
14. Endoprothese nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, dass die Mikrostrukturierung und/oder die Beschichtung mit osteoinduktiven Substanzen ausschließlich im Bereich des Abstützkragens (2) vorgesehen ist.
15. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Prothese am distalen Ende ein Verankerungselement (8) aufweist, das von der proximalen Seite aus mit dem Knochen verbunden und mit dem die Prothese nach distal gezogen und so gegen das Knochenlager gedrückt werden kann.
16. Endoprothese nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass das Verankerungselement (8) zur besseren Verankerung im Knochen mit einem an der Außenseite des Knochens anliegenden weiteren Verankerungselement (11 ) verbindbar ist.
17. Endoprothese nach Anspruch 15 oder 16, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens eines der Verankerungselemente (8, 11 ) zumindest teilweise aus einem resorbierbaren Material hergestellt ist.
18. Endoprothese nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die Prothese in Längsrichtung von proximal nach distal eine der Schenkelhalsgeometrie angepasste Krümmung aufweist.
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