WO2009115396A1 - Implantatschraube - Google Patents

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WO2009115396A1
WO2009115396A1 PCT/EP2009/052122 EP2009052122W WO2009115396A1 WO 2009115396 A1 WO2009115396 A1 WO 2009115396A1 EP 2009052122 W EP2009052122 W EP 2009052122W WO 2009115396 A1 WO2009115396 A1 WO 2009115396A1
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WO
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thread
threaded pin
implant screw
distal
diameter
Prior art date
Application number
PCT/EP2009/052122
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English (en)
French (fr)
Inventor
Horst Döllinger
Original Assignee
Med-Titan Spine Gmbh
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/56—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor
    • A61B17/58—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor for osteosynthesis, e.g. bone plates, screws, setting implements or the like
    • A61B17/68—Internal fixation devices, including fasteners and spinal fixators, even if a part thereof projects from the skin
    • A61B17/84—Fasteners therefor or fasteners being internal fixation devices
    • A61B17/86—Pins or screws or threaded wires; nuts therefor
    • A61B17/8625—Shanks, i.e. parts contacting bone tissue
    • A61B17/863—Shanks, i.e. parts contacting bone tissue with thread interrupted or changing its form along shank, other than constant taper
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
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    • A61B17/58—Surgical instruments or methods for treatment of bones or joints; Devices specially adapted therefor for osteosynthesis, e.g. bone plates, screws, setting implements or the like
    • A61B17/68—Internal fixation devices, including fasteners and spinal fixators, even if a part thereof projects from the skin
    • A61B17/84—Fasteners therefor or fasteners being internal fixation devices
    • A61B17/86—Pins or screws or threaded wires; nuts therefor
    • A61B17/864—Pins or screws or threaded wires; nuts therefor hollow, e.g. with socket or cannulated

Definitions

  • the present invention relates to an implant screw for setting a desired distance between two adjacent bones or between two fracture parts of a bone, consisting of a pin with a first, leading, distal threaded pin portion and a second, driving, proximal threaded pin portion and an intermediate portion of the pin between the two sets of threaded pin portions is arranged, wherein the diameter of the distal threaded pin portion is smaller than the diameter of the proximal threaded pin portion and the two threaded pin portion have threads with different thread pitches.
  • Implant screws of this kind were first developed by Prof. Dr. med. med. TJ Herbert. Accordingly, such implant screws are referred to as Herbert screws. With regard to the Herbert screw reference is made, for example, to DE-A-2 807 364.
  • the screw is shown in particular as a surgical fastener to join bone fracture parts by means of contraction and while accelerating healing with a certain compression of the fracture parts.
  • the Herbert screw is also described for use in order to realize a distraction between two bones or fracture elements.
  • the two bones or fracture parts are initially drilled with different diameters before the so-called Herbert screw is used.
  • the Herbert screw is already provided with a central through-cannula through which a centering pin or wire is feasible.
  • osteosynthetic compression screws further include WO-A-9109572, in which the intermediate portion is tapered or FR-A-2808182, in which the tip of the distal portion is designed as a drill tip.
  • WO-A-2004/049915 also shows a version of a Herbert screw which has a central injection channel and has outlet openings in the intermediate section through which a liquid can be injected into this area. The last mentioned screw is used in particular for surgical procedures in patients with prolapse or herniation. In the course of life, regressive changes occur within the intervertebral disc tissue, which are accompanied by a decrease in the water content and thus also in the tug. The consequence of this is that the discs become thinner.
  • the bore is performed up to the upper at the two adjacent vertebral bodies with a diameter adapted to the distal end of the implant screw, after which the bore is driven forward with a larger drill corresponding to the proximal end of the implant screw to the corresponding lower vertebral body.
  • the implant screw is set, optionally introducing a guide wire through the central cannula in order to insert the screw as exactly as possible in the direction aligned with the bore. This is not guaranteed despite a guidewire.
  • the vertebral bodies have a relatively large proportion of spongy bone material. Anchoring the screw in this area requires threads with relatively high flanks. But this is limited, otherwise a risk of injury is increased. With obvious means, ie with an increase in the thread flanks alone, therefore, an improved anchoring of the implant screw in spongy bone material can not be achieved. It is therefore the object of the present invention to provide a solution to improve the anchoring of implant screws in spongy bone material.
  • Threaded threaded portions is provided with a double thread, wherein the one thread is a fastening thread and the second thread is a displacement thread, wherein in each case between two adjacent threads of the fastening thread at least one thread of
  • VerdrDeutschungsgewindes runs, wherein the outer diameter of the displacement thread is smaller than that External diameter of the fastening thread in the respective threaded pin section.
  • Figure 1 is a side view of a preferred embodiment of the implant screw
  • Figure 2 is a plan view of the proximal end of this
  • Figure 3 shows the view of the distal end of the implant screw.
  • FIG. 4 shows an arbitrary threaded section for explaining the terms used here
  • FIG. 5 shows a central long section through the implant screw.
  • a thread is usually cut or twisted from a wire or pin.
  • a distinction is made between different types of threads, with freely designed threads being realized, in particular in the field of medical technology. These correspond most closely to a so-called pointed thread or sawtooth thread.
  • an innermost part remains completely undeformed. This part forms the core diameter, which is denoted here by di.
  • the largest diameter is formed by the cylindrical envelope surface on which the thread crests lie. This diameter (cb) is called outer diameter.
  • the lateral, inclined surfaces of the thread are referred to as flanks. These thread flanks are denoted by F.
  • the implant screw is shown in its entirety in side view and designated 1.
  • the implant screw 1 is made of a pin 2. Usually, this consists of a titanium alloy.
  • the pin 2 has a first, distal threaded pin section 3 and a second, proximal threaded pin section 4. Between the first threaded pin section 3 and the second threaded pin section 4, an intermediate section 5 is present.
  • the first threaded pin section 3 is located at the front in the introduction into the patient and is therefore also referred to as the leading threaded pin section. From the surgeon's point of view, the leading threaded pin section is farther away and is therefore referred to as a distal threaded pin section. Consequently, the threaded pin portion closer to the surgeon during installation is the proximal end and is provided with corresponding means for driving.
  • This agent is designated 6.
  • a driving means for example, a simple screw slot, a Phillips screw, an internal or a Torx® in question.
  • the first, distal threaded distal pin portion 3 is smaller in diameter than the second, driving proximal threaded pin portion 4.
  • the term smaller concerns all comparable diameter mass. Such is the outer diameter of the distal threaded pin section
  • the core diameter of the distal threaded pin section 3 is smaller than the core diameter of the proximal threaded pin section 4.
  • the core diameter of the proximal threaded pin section 4 may be about the same size as the outer diameter of the distal threaded pin section 3. Dies corresponds approximately to the embodiment as shown in the figure 1. However, these size ratios may well vary slightly, but always as already mentioned comparable diameter of the distal threaded pin section 3 are greater than the corresponding of the proximal threaded pin section 4th
  • the intermediate section 5 is thread-free.
  • This thread-free intermediate section 5 is approximately designed in the axial length such that it corresponds at least to the distance to be achieved between the adjacent vertebrae or fracture parts to be connected.
  • the outer diameter of the first set of threaded pins 3 is slightly larger than the diameter of the unthreaded intermediate section 5.
  • the core diameter, however, the distal threaded pin section 3 is necessarily smaller than the diameter of the intermediate section 5.
  • the diameter of Intermediate portion 5 should not be greater than the core diameter of the proximal threaded pin portion 4.
  • a stop collar 7 is formed on the intermediate portion 5.
  • This stop collar 7 preferably consists of a circumferential bead, which is rounded in cross-section.
  • the diameter of the stop collar 7 can correspond at most to the outer diameter of the proximal threaded pin section 4.
  • the diameter of the stop collar 7 corresponds to the pitch diameter of the proximal threaded pin section 4.
  • the entire pin 2 is penetrated by a central bore or cannula 8.
  • This cannula essentially serves to guide a guide wire or guide pin.
  • a guidewire or guide pin is used for exact, line-correct delivery of the implant screw on the already predrilled holes in the corresponding bone, for example, the sacrum and the subsequent lumbar vertebrae.
  • the distal attachment thread 11 has flanks F d , which enclose an acute angle. This acute angle is less than 45 ° and is preferably in the order of 10 ° to 20 °.
  • the outer diameter of this distal fastening thread 11 may, for example, approximately correspond to the diameter of the intermediate section 5.
  • the distal displacement thread 12 has an outer diameter which is substantially smaller than the outer diameter of the distal attachment thread 11.
  • the distal attachment thread 11 and the distal displacement thread 12 both have the same core diameter.
  • the distal displacement thread 12 has the task of displacing existing between the distal attachment threads sphingoid bone material, thereby material compaction takes place, which improved anchoring of the implant screw in the distal Bone or bone part causes.
  • the second, proximal threaded pin portion 4 has a proximal attachment thread 13 and a proximal displacement thread 14.
  • the tasks of the two proximal threads correspond exactly to the tasks that have the corresponding distal threads as previously described.
  • the proximal mounting thread 13 has corresponding flanks F p and also here include the flanks of a thread an acute angle.
  • the corresponding angle in the order of 20 ° and 40 °.
  • the core diameter of the proximal mounting thread 13 and the proximal displacement thread 14 is the same size.
  • the outer diameter of the displacement thread is also smaller in this section than the outer diameter of the fastening thread 13 present here.
  • the outer diameter of the displacement thread may also be slightly conical from distal to proximal. This conicity is then present in both sets of threaded pins 3 and 4.
  • Insert implant screw exactly aligned with the bore. Normally, initially only a small part of the distal attachment thread 11 is located on the
  • the implant screw according to the invention is preferably provided with at least or exactly three evenly distributed phase slicing surfaces 15 distributed over the circumference. This Phasenanschliff lake cause an exact three-point support in the introduction of the distal threaded pin section 3 in the bone. This three-point support guarantees exact feeding of the implant screw.
  • the fastening thread and the displacement thread have the same pitch in the same threaded pin section.
  • the pitch s of both the attachment thread and the displacement thread of the distal threaded pin portion is different from the two threads on the proximal threaded pin portion 4. If one wants to reach a distraction, one chooses the thread pitch on the proximal end greater than the slope on the distal end. If, however, one wishes to achieve a contraction between the two bones or bone parts, then the thread is provided on the proximal end with a smaller thread pitch, as the thread on the distal threaded pin section. However, this is well known from the prior art.

Abstract

Die Implantatschraube (1) zur Einstellung einer gewünschten Distanz zwischen zwei benachbarten Knochen oder Frakturteilen, weist einen Stift (2) auf. Dieser weist einen ersten distalen Gewindeabschnitt (3) und einen proximalen zweiten Gewindeabschnitt (4) auf, wobei die beiden Gewindeabschnitte (3, 4) Befestigungsgewinde (11, 13) mit unterschiedlichen Steigung aufweisen um eine Kontraktion oder Distraktion zu erreichen. Mindestens ein, bevorzugterweise beide Gewindeabschnitte weisen zwischen den Gängen der Befestigungsgewinde jeweils ein Verdrängungsgewinde auf zur Verdichtung des Knochengewebes.

Description

Implantatschraube
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Implantatschraube zur Einstellung einer gewünschten Distanz zwischen zwei benachbarten Knochen oder zwischen zwei Frakturteilen eines Knochens, bestehend aus einem Stift mit einem ersten, führenden, distalen Gewindestiftabschnitt und einem zweiten, treibenden, proximalen Gewindestiftabschnitt sowie einem Zwischenabschnitt des Stiftes der zwischen den beiden Gewindestiftabschnitten angeordnet ist, wobei der Durchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes kleiner ist als der Durchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes und die beiden Gewindestiftabschnitt Gewinde mit unterschiedlichen Gewindesteigungen aufweisen.
Implantatschrauben dieser Art wurden erstmals entwickelt von Prof. Dr. med. T. J. Herbert. Entsprechend werden solche Implantatschrauben als Herbert-Schrauben bezeichnet. Bezüglich der Herbert-Schraube wird beispielsweise auf die DE-A-2 807 364 verwiesen. Hier wird die Schraube insbesondere als chirurgisches Befestigungsmittel dargestellt um Knochenfrakturteile mittels Kontraktion zusammenzufügen und dabei die Heilung bei einer gewissen Kompression der Frakturteile zu beschleunigen.
In der genannten Offenlegungsschrift wird aber die Herbert- Schraube auch beschrieben zum Einsatz um eine Distraktion zwischen zwei Knochen beziehungsweise Frakturelemente zu realisieren. Bei diesen Eingriffen werden die beiden Knochen beziehungsweise Frakturteile vorerst mit unterschiedlichen Durchmessern vorgebohrt bevor die sogenannte Herbert-Schraube eingesetzt wird. Um eine möglichst einfache und zielgerechte Verschraubung zu erreichen, ist bereits die Herbert-Schraube mit einer zentralen Durchgangskanüle versehen durch die ein Zentrierstift oder Draht führbar ist.
Weitere Beispiele von osteosynthetischen Kompressionsschrauben zeigen des Weiteren die WO-A-9109572, bei der der Zwischenabschnitt konisch verlaufend gestaltet ist oder die FR-A-2808182, bei der die Spitze des distalen Abschnittes als Bohrerspitze gestaltet ist. Letztlich zeigt auch die WO-A-2004/049915 eine Version einer Herbert-Schraube die einen zentralen Injektionskanal aufweist und im Zwischenabschnitt Austrittsöffnungen hat durch die eine Flüssigkeit in diesen Bereich injiziert werden kann. Die hier zuletzt genannte Schraube dient insbesondere für chirurgische Eingriffe bei Patienten mit Prolaps beziehungsweise Diskushernie . Im Laufe des Lebens kommt es innerhalb des Bandscheibengewebes zu regressiven Veränderungen, die mit einer Abnahme des Wassergehaltes und damit auch des Tugors einhergehen. Die Folge davon ist, dass die Bandscheiben dünner werden. Dies führt zu einem Stabilitätsverlust im Bewegungssegment, während gleichzeitig im Alter die Widerstandsfähigkeit des Anulus fibrosus, nämlich der Hülle der Bandscheibe abnimmt. So weicht das Gewebe des Gallertkerns (Nucleus pulposus) unter Belastung zwangsläufig in Richtung der Schwachstellen aus. Es kommt zunächst zu Bandscheibenprotusionen . Reisst der Faserring des Anulus vollständig ein, so entsteht durch den austretenden Gallertkern der Bandscheibenvorfall. Hierbei kann der Inhalt des Foramen intervertebrale, nämlich die Nervenwurzeln und Begleitgefässe, komprimiert werden. Dies wird operativ beim lumbalen Bandscheibenvorfall durch distrahierende Herbert- Schrauben behandelt. Hierbei bohrt man vom Sakrum durch die nachfolgenden Lendenwirbel bis zu jenem Bereich wo der lumbale Bandscheibenvorfall aufgetreten ist. Am häufigsten tritt dies zwischen dem zweiten und dritten sowie zwischen dem dritten und vierten Lendenwirbelkörper auf. Hierbei wird die Bohrung bis in den oberen an den beiden benachbarten Wirbelkörper mit einem dem distalen Ende der Implantatschraube angepassten Durchmesser durchgeführt, worauf danach mit einem grosseren Bohrer entsprechend dem proximalen Ende der Implantatschraube bis zum entsprechenden unteren Wirbelkörper die Bohrung vorangetrieben wird. Danach wird die Implantatschraube gesetzt, wobei man gegebenenfalls durch die zentrale Kanüle einen Führungsdraht einführt um die Schraube möglichst exakt in der mit der Bohrung fluchtenden Richtung einzusetzen. Dies ist auch trotz eines Führungsdrahtes nicht garantiert.
Die Wirbelkörper besitzen einen relativ grossen Anteil spungioses Knochenmaterial. Eine Verankerung der Schraube in diesem Bereich bedingt Gewinden mit relativ hohen Flanken. Dem ist aber Grenzen gesetzt, da ansonsten eine Verletzungsgefahr erhöht wird. Mit naheliegenden Mitteln, das heisst mit Erhöhung der Gewindeflanken allein lässt sich daher eine verbesserte Verankerung der Implantatschraube in spungiosem Knochenmaterial nicht erzielen. Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung eine Lösung zu bieten um die Verankerung von Implantatschrauben in spungiosem Knochenmaterial zu verbessern.
Diese Aufgabe löst eine Implantatschraube der eingangs genannten Art in dem mindestens einer der beiden
Gewindestiftabschnitte mit einem Doppelgewinde versehen ist, wobei das eine Gewinde ein Befestigungsgewinde ist und das zweite Gewinde ein Verdrängungsgewinde ist, wobei jeweils zwischen zwei benachbarten Gewindegängen des Befestigungsgewindes mindestens ein Gewindegang des
Verdrängungsgewindes verläuft, wobei der Aussendurchmesser des Verdrängungsgewindes kleiner ist als der Aussendruchmesser des Befestigungsgewindes im jeweiligen Gewindestiftabschnitt .
Weiter vorteilhafte Ausgestaltungsformen des Erfindungsgegenstandes gehen aus den abhängigen Patentansprüchen hervor und deren Bedeutung und Wirkungsweise wird in der nachfolgenden Beschreibung mit Bezug auf die anliegenden Zeichnungen erläutert. In der Zeichnung ist eine bevorzugte Ausführungsform des Erfindungsgegenstandes dargestellt und nachfolgend detailliert beschrieben. Es zeigt:
Figur 1 eine Seitenansicht einer bevorzugen Ausführungsform der Implantatschraube und
Figur 2 eine Aufsicht auf das proximale Ende dieser
Schraube, während
Figur 3 die Ansicht auf das distale Ende der Implantatschraube zeigt.
Figur 4 zeigt einen beliebigen Gewindeabschnitt zur Darlegung der hier verwendeten Begriffe;
Figur 5 zeigt einen zentralen Langschnitt durch die Implantatschraube . Vorerst wird auf die Figur 4 eingegangen um die hier nachfolgend verwendeten Fachbegriffe zu definieren. Ein Gewinde wird üblicherweise aus einem Draht oder Stift geschnitten oder gedreht. Man unterschiedet verschiedene Gewindetypen, wobei insbesondere im medizinaltechnischen Bereich frei gestaltete Gewinde realisiert werden. Diese entsprechen am ehesten einem sogenannten Spitzgewinde oder Sägezahngewinde. Bei der Herstellung eines Gewindes verbleibt ein innerster Teil völlig unverformt. Dieser Teil bildet den Kerndurchmesser, der hier mit di bezeichnet ist. Der grösste Durchmesser wird durch die zylindrische Hüllfläche gebildet auf der die Gewindespitzen liegen. Dieser Durchmesser (cb) wird als Aussendurchmesser bezeichnet. Die seitlichen, geneigten Flächen des Gewindes werden als Flanken bezeichnet. Diese Gewindeflanken sind hier mit F bezeichnet. Auf der halben Höhe der Flanken verlaufend Hesse sich eine weitere zylindrische Fläche einzeichnen und dieser Durchmesser wird üblicherweise als Flankendurchmesser bezeichnet und ist in der Zeichnung mit d3 beschriftet. Letztlich wird zur Definition eines Gewindes auch noch die Steigung s benötigt. Die Gewindesteigung s ist jenes Mass, um welche ein Gewindegang in einer Umdrehung von 360° in axialer Richtung sich fortsetzt. Mit anderen Worten die Steigung s ist der Abstand von Gewindespitze zu Gewindespitze. Die hier beschriebenen Definitionen gelten somit für die nachfolgende Beschreibung ebenso wie für die Begriffe, wie sie in den Patentansprüchen verwendet werden. In der Figur 1 ist die Implantatschraube in der Gesamtheit in Seitenansicht dargestellt und mit 1 bezeichnet. Die Implantatschraube 1 wird aus einem Stift 2 gefertigt. Üblicherweise besteht dieser aus einer Titanlegierung. Der Stift 2 weist einen ersten, distalen Gewindestiftabschnitt 3 und einen zweiten, proximalen Gewindestiftabschnitt 4 auf. Zwischen dem ersten Gewindestiftabschnitt 3 und dem zweiten Gewindestiftabschnitt 4 ist ein Zwischenabschnitt 5 vorhanden. Der erste Gewindestiftabschnitt 3 liegt bei der Einführung in den Patienten vorne und ist daher auch als führender Gewindestiftabschnitt bezeichnet. Vom Operateur her betrachtet ist der führende Gewindestiftabschnitt weiter entfernt und wird daher als distaler Gewindestiftabschnitt bezeichnet. Folglich ist der dem Chirurgen beim Einbau näherliegende Gewindestiftabschnitt das proximale Ende und dieses ist mit entsprechenden Mitteln zum Antrieb versehen. Dieses Mittel ist mit 6 bezeichnet. Als Antreibemittel kommen beispielsweise ein einfacher Schraubenschlitz, ein Kreuzschraubenschlitz, ein Innenimbus oder ein Torx® in Frage .
Der erste, führende distale Gewindestiftabschnitt 3 ist im Durchmesser kleiner als der zweite, treibende proximale Gewindestiftabschnitt 4. Der Begriff kleiner betrifft sämtliche vergleichbaren Durchmessermasse. So ist der Aussendruchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes kleiner als das Aussengewinde des proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Ebenso ist der Kerndurchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3 kleiner als der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Bei der Dimensionierung kann beispielsweise der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4 etwa gleich gross sein wie der Aussendruchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3. Dies entspricht in etwa der Ausführung wie in der Figur 1 dargestellt. Diese Grössenverhältnisse können aber durchaus auch leicht variieren, wobei aber immer wie bereits erwähnt vergleichbare Durchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes 3 grösser sind als die entsprechenden des proximalen Gewindestiftabschnittes 4.
Zwischen den beiden Gewindestiftabschnitten 3 und 4 liegt der Zwischenabschnitt 5. Der Zwischenabschnitt 5 ist gewindefrei. Dieser gewindefreie Zwischenabschnitt 5 ist in der axialen Länge etwa so ausgelegt, dass dieser mindestens der zu erzielenden Distanz zwischen den zu verbindenden benachbarten Wirbelkörpern beziehungsweise Frakturteilen entspricht. Im hier dargestellten Beispiel ist der Aussendruchmesser des ersten Gewindestiftabschnittes 3 geringfügig grösser als der Durchmesser des gewindefreien Zwischenabschnittes 5. Der Kerndurchmesser hingegen des distalen Gewindestiftabschnittes 3 ist zwingend immer kleiner als der Durchmesser des Zwischenabschnittes 5. Gleichzeitig kann der Durchmesser des Zwischenabschnittes 5 auch nicht grösser sein als der Kerndurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Auf den Zwischenabschnitt 5 ist ein Anschlagskragen 7 angeformt. Dieser Anschlagskragen 7 besteht vorzugsweise aus einer umlaufenden Wulst, die im Querschnitt gerundet ist. Der Durchmesser des Anschlagskragen 7 kann maximal dem Aussendurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4 entsprechen. Bevorzugterweise entspricht der Durchmesser des Anschlagkragens 7 dem Flankendurchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes 4.
Der gesamte Stift 2 ist von einer zentrischen Bohrung oder Kanüle 8 durchsetzt. Diese Kanüle dient im Wesentlichen der Durchführung eines Führungsdrahtes oder Führungsstiftes. Ein solcher Führungsdraht oder Führungsstift dient der exakten, lineinkorrekten Zustellung der Implantatschraube auf die bereits vorgebohrten Löcher in den entsprechenden Knochen, beispielsweise dem Sakrum und den nachfolgenden Lendenwirbeln .
Auf dem ersten distalen Gewindestiftabschnitt 3 sind zwei Gewinden eingeschnitten. Ein erstes Gewinde auf dem distalen Gewindestiftabschnitt 3 bildet das distale Befestigungsgewinde 11. Das distale Befestigungsgewinde 11 weist Flanken Fd auf, die einen spitzen Winkel einschliessen . Dieser spitze Winkel beträgt weniger als 45° und liegt bevorzugterweise in der Grössenordnung zwischen 10° und 20°. Der Aussendurchmesser dieses distalen Befestigungsgewindes 11 kann beispielsweise in etwa dem Durchmesser des Zwischenabschnittes 5 entsprechen. Zwischen zwei benachbarten Gewindegängen des distalen Befestigungsgewinde 11 liegt ein distales Verdrängungsgewinde 12. Das distale Verdrängungsgewinde 12 weist einen Aussendruchmesser auf der wesentlich kleiner ist als der Aussendruchmesser des distalen Befestigungsgewinde 11. Das distale Befestigungsgewinde 11 und das distale Verdrängungsgewinde 12 weisen beide denselben Kerndurchmesser auf. Während das Befestigungsgewinde 11 der Verankerung der Schraube im distal gelegenen Knochen beziehungsweise Knochenteil dient, hat das distale Verdrängungsgewinde 12 die Aufgabe, dass zwischen den distalen Befestigungsgewindegängen vorhandene spungiose Knochenmaterial zu verdrängen, so dass hierdurch eine Materialverdichtung stattfindet, die eine verbesserte Verankerung der Implantatschraube im distalen Knochen beziehungsweise Knochenteiles bewirkt. In analoger Weise besitzt der zweite, proximale Gewindestiftabschnitt 4 ein proximales Befestigungsgewinde 13 und ein proximales Verdrängungsgewinde 14. Die Aufgaben der beiden proximalen Gewinden entsprechen genau der Aufgaben, die die entsprechenden distalen Gewinde, wie wovor beschrieben, haben. Auch hier besitzt das proximale Befestigungsgewinde 13 entsprechende Flanken Fp und auch hier schliessen die Flanken eines Gewindeganges einen spitzen Winkel ein. Dieser wird jedoch bevorzugterweise etwas weniger spitzt sein, als der Winkel der die Flanken des distalen Befestigungsgewindes 11 einschliessen . Hier liegt der entsprechende Winkel in der Grössenordnung zwischen 20° und 40°. Entsprechend der grosseren Durchmesser ist auch die Höhen des proximalen Verdrängungsgewindes 14 entsprechend grösser. Auch hier ist der Kerndurchmesser des proximalen Befestigungsgewindes 13 und des proximalen Verdrängungsgewindes 14 gleich gross. Der Aussendruchmesser des Verdrängungsgewindes ist auch in diese Abschnitt geringer als der Aussendruchmesser des hier vorhandenen Befestigungsgewindes 13. Maximal wird man bevorzugterweise den Aussendruchmesser des Verdrängungsgewindes 14 in etwa der Grosse des Flankendurchmessers des Befestigungsgewindes 13 entsprechend wählen. Geringfügig kann auch der Aussendurchmesser des Verdrängungsgewindes von distal zu proximal leicht konisch verlaufen. Diese Konizität ist dann in beiden Gewindestiftabschnitten 3 und 4 vorhanden.
Dank der relativ grossen Gewindesteigung der hier vorhandenen Gewinden ist es ausserordentlich schwierig eine solche
Implantatschraube exakt fluchtend mit der Bohrung einzusetzen. Üblicherweise liegt nämlich anfänglich lediglich ein kleiner Teil des distalen Befestigungsgewindes 11 auf den
Knochen auf. Auch wenn in diesem Falle ein zentrierender Stift durch die Kanüle 8 geführt wird, so ist dies lediglich eine gewisse Ausrichthilfe doch eine wirkliche Zentrierung lässt sich so nicht erreichen. Wenn aber das distale Befestigungsgewinde nicht exakt fluchtend mit der Zentrumsachse der Bohrung in den beiden Knochen beziehungsweise Knochenteilen verläuft, so werden die beiden Knochen beziehungsweise Knochenteile in ihre Relativlage zueinander verändert. Dies ist selbstverständlich vollkommen unerwünscht. Um dies zu vermeiden, wird die erfindungsgemässe Implantatschraube mit bevorzugterweise mindestens beziehungsweise exakt drei gleichmässig über dem Umfang verteilten, gleich gestalteten Phasenanschliffflächen 15 versehen. Diese Phasenanschliffflächen bewirken eine exakte Dreipunktauflage bei der Einführung des distalen Gewindestiftabschnittes 3 in den Knochen. Diese Dreipunktauflage garantiert eine exakte Zuführung der Implantatschraube .
Prinzipiell haben das Befestigungsgewinde und das Verdrängungsgewinde im jeweils gleichen Gewindestiftabschnitt dieselbe Steigung s. Hingegen ist die Steigung s sowohl des Befestigungsgewindes und des Verdrängungsgewindes des distalen Gewindestiftabschnittes unterschiedlich zu den beiden Gewinden auf dem proximalen Gewindestiftabschnittes 4. Will man eine Distraktion erreichen, so wählt man die Gewindesteigung auf dem proximalen Ende grösser als die Steigung auf dem distalen Ende. Wünscht man jedoch zwischen den beiden Knochen beziehungsweise Knochenteilen eine Kontraktion zu erreichen, so wird man das Gewinde auf dem proximalen Ende mit einer kleineren Gewindesteigung versehen, als das Gewinde auf dem distalen Gewindestiftabschnitt. Dies ist aber aus dem Stand der Technik hinreichend bekannt.
Bezugszeichenliste :
1 Implantatschraube
2 Stift 3 Erster, distaler Gewindestiftabschnitt
4 Zweiter, proximaler Gewindestiftabschnitt
5 Zwischenabschnitt
6 Mittel zum Antrieb
7 Anschlagskragen 8 Kanüle
11 distales Befestigungsgewinde
12 distales Verdrängungsgewinde
13 proximales Befestigungsgewinde 14 proximales Verdrängungsgewinde
15 Phasenanschliffflächen
di Kerndurchmesser d2 Aussendruchmesser d3 Flankendurchmesser
F Flanken
S Steigung

Claims

Patentansprüche
1. Implantatschraube (1) zur Einstellung einer gewünschten Distanz zwischen zwei benachbarten Knochen oder zwischen zwei Frakturteilen eines Knochens bestehend aus einem Stift (2) mit einem ersten, führenden distalen Gewindestiftabschnitt (3) und einem zweiten, treibenden proximalen Gewindestiftabschnitt (4) sowie einem Zwischenabschnitt (5) des Stiftes (2), der zwischen den beiden Gewindestiftabschnitten (3,4) angeordnet ist, wobei der Durchmesser des distalen Gewindestiftabschnittes (3) kleiner ist als der Durchmesser des proximalen Gewindestiftabschnittes (4) und die beiden Gewindestiftabschnitte (3,4) unterschiedliche Gewindesteigungen s aufweisen, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens einer der beiden Gewindestiftabschnitte (3,4) mit einem Doppelgewinde versehen ist, wobei das eine Gewinde ein Befestigungsgewinde (11,13) ist und das zweite Gewinde ein Verdrängungsgewinde (12,14) ist, wobei jeweils zwischen zwei benachbarten Gewindegängen des Befestigungsgewindes mindestens ein Gewindegang des Verdrängungsgewindes verläuft, wobei der Aussendruchmesser d2 des Verdrängungsgewindes kleiner ist als der Aussendruchmesser d2 des Befestigungsgewindes im jeweiligen Gewindestiftabschnittes .
2. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sowohl im distalen wie im proximalen Gewindestiftabschnitt (3,4) je ein Verdrängungsgewinde (12,14) vorhanden ist.
3. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Aussengewinde des Verdrängungsgewindes maximal dem Flankendurchmesser d3 des Befestigungsgewindes im jeweiligen Gewindestiftabschnittes (3,4) entspricht.
4. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Zwischenabschnitt (5) mit einem Kragen (7) versehen ist, dessen Durchmesser kleiner als der Aussendruchmesser d2 des distalen und kleiner als der Flankendruchmesser d3 des proximalen Gewindestiftabschnittes (4) ist.
5. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Gewindestiftabschnitt (3, 4) mit mindestens drei gleichmässigen über den Umfang verteilen und gleich gestalteten Phasenanschliffflächen (15) versehen ist.
6. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass diese eine durch die gesamte Länge des Stiftes erstreckende Kanüle (8) als zentrische Führungsbohrung versehen ist.
7. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Antrieb der Implantatsschraube
(1) über Mittel (6), vorzugsweise einen Innenimbus oder Torx® erfolgt.
8. Implantatschraube (1) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Zwischenabschnitt (5) mit einem Anschlagskragen (7) versehen ist.
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