HIP JOINT PROSTHESIS WITH PERFORATED HOLLOW STEM

Abstract: 1. An artificial hip-joint having a hollow shank (1, 10, 30) which has local weakening of the material as a result of openings (2, 33 to 55) in the form of holes, characterised in that the openings in the form of holes are arranged and formed in such a manner that the hollow shank is adapted, with regard to its longitudinal rigidity and/or bending resistance, to the longitudinal rigidity or bending resistance of the surrounding bone region, and that otherwise the shank (1, 10, 30) has a substantially constant material thickness in the range from 1 to 3 mm.

Description: Hüftgelenkprothese mit gelochtem Hohlschaft Beschreibung Die Erfindung bezieht sich auf eine Hüftgelenk-Prothese der im Oberbegriff des Anspruchs 1 angegebenen Art. Eine derartige Prothese ist bekannt aus der DE-OS 28 51 598. Nachteilig bei dem bekannten Prothesenschaft ist, dass dieser in Bezug auf die umgebenden Knochenbereiche eine hohe Festigkeit aufweist, so dass der Schaft festigkeitsmässig einen Fremdkörper bildet, der gegenüber dem Knochen Relativbewegungen ausführt, welche zu Knochenresorption führen können. Es sind weiterhin gelochte Zusatzelemente für Schaftprothesen bekannt, welche als zusätzliche Trägerelemente zur Fixierung von Schaftprothesen bei Verwendung von Klebstoff oder Knochenzement dienen (DE-OS 26 17 749). Bei dieser Prothese wird die Festigkeit der Gesamtanordnung aber im wesentlichen durch den Prothesenschaft und nicht durch das zusätzliche Trägerelement bestimmt. Im übrigen ist diese Konstruktion ausserordentlich aufwendig. Grundsätzlich werden die guten Anfangsergebnisse nach totalem Hüftgelenkersatz derzeit leider noch beeinträchtigt durch das bisher ungelöste Lockerungsproblem der zementierten Endoprothese. Die natürliche Krafteinleitung aus dem Hüftkopf über den Calcar in den Femurschaft wird durch den Einbau einer Endoprothese erheblich gestört. Der Einbau einer Prothese mit Kragen hat den Nachteil, dass örtlich am Prothesenaufsitz unphysiologische Druckkräfte auftreten. Die Prothese ohne Kragen führt zu unphysiologischen Umfangsspannungen im Calcar femoris und im coxalen Femurbereich aufgrund der Keilwirkung des konischen Prothesenschaftes. Beides, die örtlich hohen Druckkräfte wie auch die Umfangsspannungen führen zu einer Resorption des Knochens im Bereich des Calcar. Infolge dieser Resorption kommt es auch bei der Prothese mit Kragen wegen der fehlenden Unterstützung durch den Calcar zu hohen Umfangs spannungen und nach einer gewissen Zeit zum Bruch im Zement. Die auf diese Art im oberen Bereich frei gewordene Prothese bewegt sich mit immer grösseren Biegeverformungen im Zementköcher und es kommt zur totalen Auslockerung oder zum Bruch der Prothese. Demgegenüber liegt der Erfindung die Aufgabe zugrunde, eine Prothese anzugeben, welche in ihrem Festiykeitsverhalten dem umgebenden Knochenbereich angepasst ist. Die ermittelten Steifigkeiten in Längs- wie auch in Hauptbiegerichtung für unterschiedliche Materialien bei herkömmlichen Prothesentypen sind in der folgenden Tabelle in Relation zur Kortikalisröhre des Femurs gezeigt: Prothesenmaterial Längssteifigkeit Biegesteifigkeit bzw. Prothesentyp des Femur des Femur CoCr-Legierung 2,11 1,79 Stahl-Schmiedelegierung 2,34 1,98 Ti-Legierung 1,22 1,03 sog. Isoelastische Prothese 0,99 0,84 Hohlschaftprothese Ti-Legierung ohne Bohrung 1,57 3,65 Kortikalisröhre des Femur (Streuung) 1,00 (+0,20) 1,00 (+0,20) Durch Bohrungen angepasste Hohlschaftsprothese Ti-Legierung (mögliche Variationsbreite) 1,00 (+0,40) 1,00 (+0,403 Aus der Tabelle ist ersichtlich, dass allein die Methode der Auswahl eines geeigneten Werkstoffs, wie z.B. Titan oder einem entsprechenden Kunststoff, - auch beispielsweise bei der sogenannten ¯Isoelastischen Prothese" nicht ausreichend ist, um sowohl die Biege- als auch die Längssteifigkeit der Prothese der Kortikalisröhre anzupassen. Die Erhöhung der Biegesteifigkeit durch das grosse Flächen- trägheitsmoment der erfindungsgemässen Hohlschaftprothese wird durch ein geeignetes- Anbringen von Bohrungen unter gleichzeitiger Beachtung der resultierenden- Längssteifigkeit erzielt. Es zeigt sich, dass der Querschnitt an der Innen- wie an der Aussenseite des Schaftes durch grosse Bohrungen mit etwa 5 bis 8 mm Durchmesser (zur Vermeidung von Kerbwirkungen) so weit geschwächt werden kann, dass die resultierende Biegesteifigkeit der in entsprechenden Höhenschichten der Kortikalisröhre vorhandenen Biegesteifigkeit entspricht. Durch weitere Bohrungen kleineren Durchmessers, die im hinteren und/oder vorderen Bereich des Prothesenschafts vorgesehen sind, wird die Möglichkeit des Einwachsens von Knochensubstanz verbessert und die Biegesteifigkeit gegebenenfalls zusätzlich herabgesetzt, die Längssteifigkeit aber nur unwesentlich verringert. Einer Weiterbildung der Erfindung liegt damit die Erkenntnis zugrunde, dass diese zusätzlichen Massnahmen geeignet sind, die erfindungsgemässe Prothese bezüglich der Längsund Biegesteifigkeit derjenigen der Kortikalisröhre des Knochens anpassen und damit bei zementfreier Befestigung die Voraussetzungen, für eine lange Tragedauer ohne Gefahr einer Prothesenlockerung schaffen. Die erfindungsgemässe Prothese weist eine grössere Nachgiebigkeit auf als eine solche mit Vollschaft, wobei die Nachgiebigkeit durch Wahl der Dicke des Materials (z.B. 1 bis 3 mm) den jeweiligen Gegebenheiten angepasst werden kann. Die Löcher in dem Hohlkörper der Prothese ermöglichen das Einwachsen von Knochenmaterial, wodurch der erfindungsgemässe Prothesenschaft zusätzlichen Halt bekommt. Das Auffüllen des Hohlkörpers mit Knochengranulat beschleunigt das Einwachsen der Prothese. Weitere Einzelheiten der Erfindung ergeben sich - aus der Zeichnung. Darin zeigen: Figur 1 einen Längsschnitt durch eine erste Ausführungsform der Erfindung; Figur 2 einen Schnitt gemäss der Linie II-II der Figur 1; Figur 3 einen Schnitt nach der Linie III-III der Figur 2; Figur 4 einen Längschnitt durch eine zweite Ausführungsform der Erfindung; Figur 5 einen Schnitt nach der Linie V-V der Figur 4; Figur 6 einen Schnitt nach der Linie VI-VI der Figuren 5 und Figur 7 eine weitere Ausführungsform eines Prothesenschafts gemäss der Erfindung. In den Figuren 1 bis 3 ist ein gekrümmter Hohlschaft 1 einer Hüftgelenk-Prothese dargestellt, der mit Löchern 2 versehen ist. Neben der in der Zeichenebene verlaufenden Krümmung ist eine weitere, geringere Krümmung des Schaftes in einer senkrecht dazu gerichteteten Ebene vorgesehen, welche zur Anpassung an den linken bzw. rechten Femur dient. Die Prothese ist in einen Oberschenkelknochen 3 eingesetzt und weist einen Hals 4 zum Aufsetzen einer - nicht dargestellten - Gelenkkugel auf. Ein Ring 5 besteht aus zwei Hälften 5a und 5b und umgreift einen an dem Schaft 1 angeordneten Ansatz 6 und einen am Hals 4 angebrachten, weiteren Ansatz 7. Ein Haken 8 ist in einem Bereich 10 angeschweisst. Sein Schenkel 8a sitzt locker in einer Ausnehmung der Ringhälfte 5a. Nach Lösen einer an der dem Haken gegenüberliegenden Seite angebrachten Schraube 9 kann die Hälfte 5a von der Hälfte 5b weggeklappt werden, was zur Folge hat, dass der Hals 4 und damit die nicht dargestellte Gelenkkugel vom Schaft 1 zwecks Austauschs der Gelenkkugel auch ohne Schaft entfernbar ist. Der Haken 8 bildet zugleich eine Sicherung gegen Verdrehung des Gelenkkopfes gegenüber dem Schaft 1. Die Ausführungsform der Figuren 4 bis 6 besteht ebenfalls aus einem Schaft 10, einer nicht dargestellten Gelenkkugel mit einem Hals 14. In diesem Falle ist ein Einsatz 15 am oberen Ende des Schaftes 10 vorgesehen. Der Einsatz 15 und der Schaft 10 sind in Punkten 16 miteinander verschweisst. Der Einsatz 15 besitzt einen Ansatz 17, der an einem Ansatz 18 des Halses 14 anliegt. Beide Ansätze werden von einem aus zwei Teilen 19a und 19b bestehenden Ringteil 19 umfasst. Beide Hälften des Ringteils 19 werden von einem Spiralring 20 zusammengehalten. Die Verdrehungsicherung wird in diesem Falle von einem Segment 21 gebildet, das bei 22 an der einen Ringteil 19a festgeschweisst ist und den entsprechenden abgeflachten Kragen 17 und 18 anliegt. Der Schaft besteht aus dem Blech einer Titanlegierung oder einem Faser-Verbund-Werkstoff, wie beispielsweise einem mit Kohlenstoffasern verstärktem #Kunststoff. In Figur 7 ist ein Prothesenschaft 30 dargestellt, wie er entsprechend den vorteilhaften Weiterbildungen der Erfindung optimal an die örtlichen Gegebenheiten der Konochenfestigkeit im Femurbereich anpassbar ist. Während die Biegebelastung der Prothese beim Tragen vorwiegend durch (in der Zeichnung) von oben her wirkende Kräfte bestimmt wird, welche eine Biegemoment (Pfeil 31) mit der Tendenz zur Folge haben, die dargestellte ursprünglich vorhandene Krümmung zu verstärken. Die Längssteifigkeit ist im Hinblick auf Druckkräfte festzulegen, welche in Richtung der Mittelachse der Prothese wirken. Diese Belastung erfolgt ebenfalls von oben her, die Kräfte werden jedoch senkrecht zur Oberkante des Schaftbereichs eingeleitet (Pfeil 32). Die Überleitung der am oberen Anschluss der Gelenkkugel auftretenden Kräfte in den Femur erfolgt kontinuierlich, wobei die Verjüngung des Schaftes (sowie gegebenenfalls der Materialstärke des Schaftmaterials3 und die damit ver bundene Stabilitätsverminderung der Verringerung der insgesamt zu übertragenen Kräfte entspricht. Die Bemessung der Festigkeit, d.h. die Schwächung durch gezielt vorzusehende lochförmige Aussparungen grösseren Durchmessers erfolgt dabei schichtweise, wobei die Aussparungen bevorzugt im Bereich des Innen- bzw. Aussenumfangs der Hauptkrümmung angeordnet sind, wie sie der Form bekannter Femurprothesen entspricht. Dabei sind Löcher grösseren Durchmessers 33 bis 43 direkt auf der inneren bzw. äusseren Linie der Ebene maximaler Krümmung, welche in etwa parallel zur Mittelachse der Prothese verlaufen, angeordnet. Diese Löcher sind im Querschnitt analog zum Durchmesser des zugehörigen Schaftquerschnitts zum der Gelenkkugel gegenüberliegenden Ende hin verkleinert. Den Aussparungen 33 bis 43 benachbart sind weitere lochförmige Aussparungen 44 bis 55, die neben den Schnittlinien des Prothesenmantels mit der Ebene grösster Krümmung (Zeichenebene Figur 7) angeordnet sind und die Löcher 33 bis 43 in ihrer Funktion ergänzen. Der Durchmesser ist jeweils geringfügig geringer als derjenige der erstgenannten Löcher. Die lochförmigen Aussparungen sind bevorzugt kreisrund ausgebildet, um Kerbwirkungen zu vermeiden. Weitere in den übrigen Bereichen des Prothesenschaftes 30 verteilte und versetzt angeordnete Löcher 56 kleineren Durchmessers gehen nur geringfügig in die Festigkeitsberechnungen zur Ermittlung der Längssteifigkeit der Prothese ein und begünstigen das Einwachsen von Knochensubstanz zur Verfestigung des Prothesensitzes. Sie sind bei entsprechender Bemessung jedoch geeignet, die Biegesteifigkeit der Prothese soweit herabzusetzen, dass sie dem entsprechenden Femurbereich angepasst ist, wenn die Längssteifigkeit bereits durch die Bemessung der grösseren Aussparungen festgelegt ist. Auf diese Weise ist auch bei Wahl unterschiedlicher Materialien die Anwendung der erfindungsgemässen Lehre möglich. Die in Figur 7 dargestellte Krümmung entspricht in ihrer Form dem Verlauf der Hauptkraftlinien im Prothesenschaft. Um eine noch verbesserte Anpassung an die unterschiedlichen Gegebenheiten im linken und rechten Femur zu erreichen, ist eine zusätzliche Krümmung um eine Achse vorgesehen, welche horizontal unter bzw. oberhalb der Zeichenebene, d.h. der H & ptkrümmungsebene, erfolgt. Diese Krümmung ist wesentlich geringer als die aus der Zeichnung ersichtliche Hauptkrümmung und wirkt sich bevorzugt auf den oberen Teil des Schaftes aus.

Claims: Patentansprüche 1. Hüftgelenkprothese mit gelochtem Hohlschaft d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass der Schaft (1, 10, 30) eine im wesentlichen konstante Materialstärke im Bereich von 1 bis 3 mm aufweist. 2. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 1, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass das Material bezüglich seiner Verformungsseigenschaften denjenigen des umgebenden Knochenbereichs angepasst ist. 3. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 2, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass eine örtliche Anpassung der Längs- und/oder Biegesteifigkeit durch eine gezielte Materialschwächung erzeugt ist. 4. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 3, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die gezielte Materialschwächung durch lochförmige Aussparungen t2, 33 bis 55) erzeugt wird. 5. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 4, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die lochförmigen Aussparungen rund mit Durchmessern im Bereich von 5 bis 8 mm ausgebildet sind. 6. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 5, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass die runden lochförmigen Ausparungen (33 bis 55) mit Durchmessern im Bereich von 5 bis 8 mm im Bereich des Innen- und/oder des Aussenbogens gegebenenfalls neben weiteren gleichmässig verteilten lochförmigen Aussparungen (66) kleineren Durchmessers vorgesehen sind. 7. Hüftgelenkprothese nach Anspruch , d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass jeweils ein einen Abschnitt der Längsachse Schaftes umgebendes Segment bezüglich seiner elastischen und/oder plastischen Verfor mungseigenschaften separat dem umgebenden Knochenbereich angepasst ist. 8. Hüftgelenkprothese nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h- g e k e n n z e i c h n e t dass die Gelenkkugel, vorzugsweise aus Keramik bestehend, abnehmbar ist. 9. Hüftgelenkprothese nach Anspruch 8, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t , dass an dem freien Ende des Kugelhalses (4, 14) ein Ansatz (7, 18) angeformt ist, dass das dem Hals angrenzende Ende des Schaftes (1, 10) eben falls einen Ansatz (6, 17) aufweist und das beide Ansätze von einem entfernbaren, vorzugsweise aus zwei Hälften bestehenden Haltering (5, 19) umfasst werden. 10. Hüftgelenkprothese nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass das Schaftmaterial zu dem der Gelenkkugel abgewandten Ende des Schaftes hin in seiner Dicke verringert ist. 11. Hüftgelenkprothese nach einem der vorangehenden Ansprüche, d a d u r c h g e k e n n z e i c h n e t dass eine zusätzliche geringere Krümmung des Prothesenschafts um eine Achse vorgesehen ist, die parallel zu der Ebene in der die stärkere Krümmung verläuft, und senkrecht zur Prothesenlängsachse gerichtet ist.

Inventors: ANAPLIOTIS, EMMANUEL, KRANZ, CURT, DIPL.-ING.
Applicants: MECRON MEDIZINISCHE PRODUKTE GMBH
Application year: 1982
Main classification: A61F2
IPC codes: A61F2