FEMUR PART OF A HIP JOINT ENDOPROSTHESIS

Abstract: 1. Femur part of a hip joint endoprosthesis with a prosthesis shaft consisting of carbon reinforced with carbon fibres, possessing a screw threading, and with a coupling ball releasably connected with the shaft, characterised in that a) the elasticity modulus of the shaft is two to three times greater than the elasticity modulus of the femur bone, b) the screw-threading is a trapezoidal threading in which the ratio of the screw pitch P to the thread head width M (P-M)/M amounts to 0.8 to 1.2, with the thread head width M being the length of the segment of the thread head running parallel to the screw axis, and c) the included angle of thread set by two flanks lying directly opposite one another is less than 15 degrees.

Description: Hüftaelenkendoprothese Die Erfindung betrifft den Oberschenkelteil einer Hüftgelenkendoprothese, mit einem ein Gewinde aufweisenden in den Femur einsetzbaren Prothesenschaft und einer mit dem Schaft lösbar verbundenen Gelenkkugel. Als Ersatz für funktionsuntüchtig gewordene Gelenke, besonders für Hüftgelenke, sind Endoprothesen aus einer Vielzahl von Werkstoffen vorgeschlagen worden, die in der Regel mit Knochenzement in einer Ausnehmung des Knochens, z.B. des Femurs, verankert sind. Diese Art der Verankerung befriedigt nicht immer, da Volumen änderungen des überwiegend aus einem Kunstharz bestehenden Knochenzements während der Härtung des Harzes, Alterungsvorgänge im Harz, die verschiedene Elastizität oder Steifigkeit von Knochen und Prothesenschaft und die unphysiologische Krafteinleitung in das körpereigene Knochengewebe nach einem mehr oder weniger kurzen Zeitabschnitt zu einer Lockerung der Prothese führen. Es ist auch bekannt, den stielartigen Schaft einer Hüftgelenkendoprothese mit einem Gewinde zu versehen und in eine ein Gewinde aufweisende Ausnehmung des Femurs zu schrauben. Die Verwendung eines besonderen Knochenzements ist bei dieser*Ausführung nicht nötig. Durch die Verwendung von Werkstoffen für den Prothesenschaft, welche die gleiche oder wenigstens eine angenähert gleiche Elastizität wie das Knochengewebe aufweisen, kann daru#ber- hinaus die unphysiologische Dehnungshinderung des Knochens vermindert werden. Die zementfreie Verankerung der Prothese, die Verwendung isoelastischer Werkstoffe und die Kombination dieser Nassnahmen genü3en jedoch nicht, den strukturellen Umbau des Knochengewebes nach dem Wolffschen Gesetz und die dadurch bedingte allmähliche Lockerung der Prothese zu verhindern. Die strukturelle Umbildung oder Rückbildung des Knochengewebes wird besonders durch schwellende Zugspannungen und Nikrobewegungen im Bereich der Gewindeauflageflä- chen und auch durch Zugspannungen am medialen, proximalen Ende des Femurs verursacht. Eine weitere Ursache der ebenfalls unbefriedigenden Lebensdauer dieser Prothesenverankerungen ist die grosse Variabilität der Knochenelastizität, so dass die Elastizitätsmoduln von Knochen und Prothesenwerkstoff höchstens zufällig über einstimmen. Bei verschiedenen Moduln ist aber der Spannungsaufbau in der Verbindung nicht konstant und es resultiert eine inkonstante Spannungsverteilung über die Gangbreite des Gewindes. Die bekannte Gewindeform für Kortikalis- und Spongiaschrauben nach DIN 58 810 löst zudem in der Schraubverbindung hohe besonders bei Dauerbelastungen unter schwellenden Lasten nachteilige Kerbspannungsspitzen aus. Bei einem intramedulär in den Mark raum eingeschnittenen Gewinde nimmt der kortikale Knochen die Funktion des Muttergewindes wahr. Die Art der Kraftübertragung in den Gewindegängen wird neben den Eigenschaften des Prothesenwerkstoffs im wesentlichen von der Gewindeform bestimmt und der Erfindung liegt daher die Aufgabe zugrunde, den Kraftfluss zwischen Prothese und Knochen so zu vergleichmässigen, dass innerhalb eines möglichst breiten Belastungsbereichs die unvermeidbaren Differenzen im elastischen Verhalten von Lrothesnwerstoff und Knochen soweit ausgeglichen werden können, dass Mikro bewegungen im Bereich der GewindeauflagçflÅachen vermieden werden und die Lebensdauer der Prothesenverankerung wesentlich verlängert wird. Weitere Aufgaben sind die Verminderung der an den Knochen anliegenden Radialund Kerbspannungen. Die Aufgabe wird mit einer Prothese der eingangs genannten Art gelöst, deren Schaft einen zwei bis drei mal grösseren Elastizitätsmodul als der Femur aufweist, mit dem der Prothesenschaft verschraubt ist, und dessen Gewinde ein Verhältnis von Steigung P zur Gewindekopf breite M # - N = 0,8 bis 1,2 und einen Flankenwinkel N 0 O < 15 aufweist. Nach einer bevorzugten Ausbildung der Erfindung ist das Verhältnis von Gewindehöhe h zur Ge windekopfbreite M kleiner als eins. Als Werkstoff für den Prothesenschaft eignet sich besonders mit Kohlenstoffasern verstärkter Kohlenstoff. Die erfindungsgemässe Prothese ermöglicht es, permanente Vorspannungen auf den mit dem Prothesenschaft verschraubten Femur aufzubringen. Ein wesentlicher Vorteil der neuen Prothesenverankerung besteht darin, dass die eingebrachte Vorspannkraft der Schraube bei überlagernd auftretenden dynamischen Beanspruchungen kein Abheben der Trennfuge, keine merklichen plastischen Deformationsverschiebungen und keine Zugdehnungen im Knochen zulässt. Besonders bei der Verwendung von Prothesenschäften aus kohlenstoffaserverstärktem Kohlenstoff (CFC) kommt als weiterer Vorteil die stärkere Belastung der Gewindegänge aus Kohlenstoff durch Biegespannungen und die stärkere Belastung des Knochens durch Scherspannungen zum Tragen in Übereinstimmung und unter Aus nutzung der verschiedenen Festigkeitswerte dieser Stoffe, die beispielsweise Knochen CFC Biegefestigkeit 80 500 N/mm Scherfestigkeit 90 20 N/mm betragen. In dem neuen Prothesengewinde wird der Werkstoff mit der geringen Scherfestigkeit bevorzugt an der Gewindespitze belastet und der biegeschwächere, eine grössere Scherfestigkeit aufweisende Knochen wird mehr zum Gewindegrund hin beansprucht. Schliesslich werden die durch unterschiedliche Gangbelastungen bedingte auf den Knochen wirkende unphysiologischen Radialspannun gen, die bei den bekannten Schaftgewinden von Hüftgelenkendoprothesen vermutlich die grossen Schwierigkeiten bereiten, wesentlich reduziert. Im folgenden wird die Erfindung anhand von Zeichnungen beispielhaft erläutert: Fig. 1 zeigt in einem Schnitt den Oberschenkel teil einer Hüftgelenkendoprothese, deren Schaft über einen Teil ihrer Länge mit einem Gewinde versehen ist und Fig. 2 zeigt einen Schnitt durch einen Teil des Prothesenschafts. Der Gelenkkopf 1, der beispielsweise aus gesintertem Aluminiumoxid oder einem anderen abriebfesten keramischen Stoff besteht, ist auf den an seinem oberen Ende konisch ausgebildeten kragenförmigen Prothesenteil 2 EMI5.1 axial aufgeschoben. Dieser eine schwalbe-schwanz- förmige oder reisfrigc Ausnehmung aufweisende Teil 2 ist auf den Prothesenschaft 3 geschoben und mit diesem durch den Schraubenkopf 5 kraft- oder formschlüssig verbunden. Der untere Teil des Prothesenschafts weist ein Gewinde 4 auf, und greift in eine zeichnerisch nicht dargestellte mit einem Gegengewinde versehene Ausnehmung des Femurs ein. Wenigstens der Prothesenschaft, zweckmässig auch der kragenförmige Teil der Prothese bestehen aus einem Werkstoff, dessen Elastizitätsmodul zwei bis drei mal grösser als der Modul des Knochens ist, z.B. aus mit Kohlenstoffasern verstärktem Kohlenstoff. Unter diesem Begriff sind Verbundwerkstoffe zu verstehen, die als Matrix carbonisierte Duro- oder Thermoplaste oder auch Steinkohlenteerpeche und als Verstärkungselemente Kohlenstoff- oder Graphitfasern in Form von Filamenten, Kurzschnittfasern, Matten und anderen textilen Flächengebilden enthalten und eine vorzügliche Gewebeverträglichkeit aufweisen. In der Darstellung nach Fig. 2 sind D = Aussendurchmesser, dk = Kerndurchmesser P = Steigung, M = Gewindekopfbreite und 2 = Flankenwinkel, R, r = Krümmungsradien des Gewindes, das folgenden Bedingungen genügt: 1. P M M = 0,8 - 1,2 2 gX < 150 und vorzugsweise Es folgen zwangsläufig einige andere Beziehungen, z.B. EMI6.1 Die Auslegung des Gewindes in Abhängigkeit vom Aussendurchmesser D ist in der Tabelle beispielhaft dargestellt. D dk h P 14 24 mm 18,5 mm 2,75 mm 6 mm 2,93 mm 15,4 2,3 5 2,45 16 11,4 2,3 5 2,45 10 7,8 1,1 3 1,52 P - M D M h/M P/F 24 mm 1,05 0,94 0,71 20 1,04 0,94 0,70 16 1,04 0,94 0,70 10 0,97 0,72 0,70 0 Der Flankenwinkelv betrug bei diesem Beispiel 11,6 Zur Vermeidung von Kerbspannungen im Gewindegrund sollten die Krümmungsradien R - 0,5 bis 1,10 und r - 0,3 bis 0,8 betragen.

Claims: Patentansprüche: 1. Oberschenkelteil einer Hüftcelenkendoprothese mit einem ein Gewinde aufweisenden Prothesenschaft und einer mit dem Schaft lösbar verbundenen Gelenkkugel, dadurch gekennzeichnet, dass a) der Elastizitätsmodul des Schafts zwei bis drei mal grösser als der Elastizitätsmodul des Femurs ist, b) das Verhältnis Gewindesteigung P zur Gewindekopf breite M M 0,8 bis 1,2 beträgt und c) der Flankenwinkel oC kleiner als 150 ist. 2. Prothese nach Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis von Gewindehöhe h zur Gewindekopf breite M kleiner als 1 ist. 3. Prothese nach Patentanspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens der Prothesenschaft aus mit Kohlenstoff fasern verstärktem Kohlenstoff besteht. 4. Verwendung einer Htiftgelenkendoprothese nach den Patent ansprüchen 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass auf dem mit dem Femur verschraubten Prothesenschaft eine Druckvorspannung aufgebracht ist.

Inventors: GERSTENBERGER, FRIEDRICH, PROF. DIPL.-ING., LOOS, WOLFGANG, ING. GRAD.
Applicants: SIGRI ELEKTROGRAPHIT GMBH
Application year: 1980
Main classification: A61F1
IPC codes: A61B17, A61F2