RU2833149C1 - Revision hinged knee endoprosthesis - Google Patents
Revision hinged knee endoprosthesis Download PDFInfo
- Publication number
- RU2833149C1 RU2833149C1 RU2024111904A RU2024111904A RU2833149C1 RU 2833149 C1 RU2833149 C1 RU 2833149C1 RU 2024111904 A RU2024111904 A RU 2024111904A RU 2024111904 A RU2024111904 A RU 2024111904A RU 2833149 C1 RU2833149 C1 RU 2833149C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- insert
- femoral
- tibial
- possibility
- screw
- Prior art date
Links
- 210000003127 knee Anatomy 0.000 title abstract description 18
- 210000000629 knee joint Anatomy 0.000 claims abstract description 16
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims abstract 2
- 229910001069 Ti alloy Inorganic materials 0.000 claims description 12
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 3
- 230000008030 elimination Effects 0.000 abstract description 3
- 238000003379 elimination reaction Methods 0.000 abstract description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 abstract description 2
- 210000002414 leg Anatomy 0.000 abstract 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 29
- 238000013016 damping Methods 0.000 description 14
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 11
- 210000002303 tibia Anatomy 0.000 description 9
- 239000004698 Polyethylene Substances 0.000 description 7
- -1 polyethylene Polymers 0.000 description 7
- 229920000573 polyethylene Polymers 0.000 description 7
- 210000003041 ligament Anatomy 0.000 description 6
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 description 6
- 210000000689 upper leg Anatomy 0.000 description 6
- 229910001182 Mo alloy Inorganic materials 0.000 description 5
- 238000011882 arthroplasty Methods 0.000 description 5
- 239000004568 cement Substances 0.000 description 5
- 238000000034 method Methods 0.000 description 5
- 210000004439 collateral ligament Anatomy 0.000 description 4
- 230000007797 corrosion Effects 0.000 description 4
- 238000005260 corrosion Methods 0.000 description 4
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 4
- 230000007547 defect Effects 0.000 description 3
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 description 3
- 239000011295 pitch Substances 0.000 description 3
- 238000009832 plasma treatment Methods 0.000 description 3
- 238000005498 polishing Methods 0.000 description 3
- 210000004872 soft tissue Anatomy 0.000 description 3
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 3
- 231100000331 toxic Toxicity 0.000 description 3
- 230000002588 toxic effect Effects 0.000 description 3
- 206010061218 Inflammation Diseases 0.000 description 2
- 208000003076 Osteolysis Diseases 0.000 description 2
- 241001227561 Valgus Species 0.000 description 2
- 230000015556 catabolic process Effects 0.000 description 2
- 238000006731 degradation reaction Methods 0.000 description 2
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 2
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 2
- 230000004054 inflammatory process Effects 0.000 description 2
- 208000029791 lytic metastatic bone lesion Diseases 0.000 description 2
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 2
- 229920000642 polymer Polymers 0.000 description 2
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229920010741 Ultra High Molecular Weight Polyethylene (UHMWPE) Polymers 0.000 description 1
- 241000469816 Varus Species 0.000 description 1
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- 210000003484 anatomy Anatomy 0.000 description 1
- 230000000712 assembly Effects 0.000 description 1
- 238000000429 assembly Methods 0.000 description 1
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 description 1
- 239000002639 bone cement Substances 0.000 description 1
- 230000008602 contraction Effects 0.000 description 1
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 description 1
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 description 1
- 229910003460 diamond Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010432 diamond Substances 0.000 description 1
- 230000007717 exclusion Effects 0.000 description 1
- 238000000605 extraction Methods 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 description 1
- 210000000281 joint capsule Anatomy 0.000 description 1
- 230000037231 joint health Effects 0.000 description 1
- 238000013150 knee replacement Methods 0.000 description 1
- 210000003141 lower extremity Anatomy 0.000 description 1
- 230000013011 mating Effects 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 description 1
- 230000007659 motor function Effects 0.000 description 1
- 210000003205 muscle Anatomy 0.000 description 1
- 230000000771 oncological effect Effects 0.000 description 1
- 230000000399 orthopedic effect Effects 0.000 description 1
- 239000002245 particle Substances 0.000 description 1
- 210000004417 patella Anatomy 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 description 1
- 230000000284 resting effect Effects 0.000 description 1
- 239000003381 stabilizer Substances 0.000 description 1
- 239000010936 titanium Substances 0.000 description 1
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000011883 total knee arthroplasty Methods 0.000 description 1
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 description 1
Abstract
Description
Изобретение относится к медицине, а именно к ортопедическим изделиям для эндопротезирования крупных суставов, в частности коленного сустава.The invention relates to medicine, namely to orthopedic products for endoprosthetics of large joints, in particular the knee joint.
Изобретение предназначено для восстановления опорной и двигательной функций нижних конечностей человека при повторной артропластике коленного сустава.The invention is intended to restore the support and motor functions of the human lower limbs during repeated knee arthroplasty.
Большинство шарнирных эндопротезов коленного сустава служат для механического восстановления сгибательной функции. Обычно шарнирный эндопротез состоит из большеберцового и бедренного компонентов. Большеберцовый компонент выполнен с возможностью прикрепления к большеберцовой кости и имеет опорную поверхность. Бедренный компонент выполнен с возможностью шарнирного контакта или прикрепления к большеберцовому компоненту и вращения относительно большеберцового компонента. Некоторые конструкции эндопротезов способны обеспечить более сложные естественные кинематически правильные движения сустава [Evolution of TKA design. C. Dall'Oca, M. Ricci, E. Vecchini, N. Giannini, D. Lamberti, C. Tromponi, and B. Magnan. Acta Biomed. 2017; 88(2): 17-31. doi: 10.23750/abm.v88i2-S.6508. PMCID: PMC6178992. PMID: 28657559]. Известно, что при естественном сгибании колена осуществляется сложный комплекс из одновременных перемещений в трех направлениях (боковое, передне-заднее и вниз-вверх) и трех ротаций (сгибание-разгибание, внутрь-наружу и отведение-приведение) [Tibiofemoral movement 1: the shapes and relative movements of the femur and tibia in the unloaded cadaver knee H Iwaki 1, V Pinskerova, M A Freeman. J Bone Joint Surg Br. 2000 Nov; 82(8): 1189-95. doi: 10.1302/0301-620X.82B8.10717. PMID: 11132285]. В современных системах эндопротезирования осевое вращение может обеспечиваться с помощью вращающейся опорной платформы, позволяющей мягким тканям вращать сустав более нормальным образом. В протезах, которые обеспечивают передне-заднее перемещение, может использоваться кулачковый механизм [US20090326665A1] и особая геометрия мыщелков бедренного и большеберцового элементов, которая заставляет большеберцовую кость двигаться вперед относительно дистального отдела бедренной кости при сгибании колена [US10779949B2]. Эти конструктивные решения распространены при первичном эндопротезировании коленного сустава.Most hinged knee prostheses are designed to mechanically restore flexion function. A hinged prosthesis typically consists of a tibial and a femoral component. The tibial component is designed to be attached to the tibia and has a bearing surface. The femoral component is designed to pivot or attach to the tibial component and rotate relative to the tibial component. Some prosthesis designs are capable of providing more complex, natural, kinematically correct joint motions [Evolution of TKA design. C. Dall'Oca, M. Ricci, E. Vecchini, N. Giannini, D. Lamberti, C. Tromponi, and B. Magnan. Acta Biomed. 2017; 88(2): 17-31. doi: 10.23750/abm.v88i2-S.6508. PMCID: PMC6178992. PMID: 28657559]. It is known that during natural knee flexion, a complex set of simultaneous movements in three directions (lateral, anteroposterior, and down-up) and three rotations (flexion-extension, internal-external, and abduction-adduction) is carried out [Tibiofemoral movement 1: the shapes and relative movements of the femur and tibia in the unloaded cadaver knee H Iwaki 1, V Pinskerova, M A Freeman. J Bone Joint Surg Br. 2000 Nov; 82(8): 1189-95. doi: 10.1302/0301-620X.82B8.10717. PMID: 11132285]. In modern endoprosthetic systems, axial rotation can be provided by a rotating support platform, allowing soft tissues to rotate the joint in a more normal manner. Prostheses that provide anterior-posterior translation may use a cam mechanism [US20090326665A1] and specific femoral and tibial condyle geometry that causes the tibia to move anteriorly relative to the distal femur during knee flexion [US10779949B2]. These designs are common in primary knee arthroplasty.
Ревизионная операция коленного сустава (ревизионное тотальное эндопротезирование коленного сустава) представляет собой процедуру, при которой хирург удаляет «первичный» (ранее имплантированный) эндопротез и заменяет его новым - «ревизионным». Такая замена необходима в случае повреждения эндопротеза в результате износа компонентов или травмы пациента. Также частой причиной замены первичного эндопротеза, является ослабление или деградация тканей организма, вызванные остеолизом. Остеолиз - это воспалительная реакция, которая возникает, когда мелкие частицы износа полимерного вкладыша поглощаются клетками тканей вокруг коленного сустава. Воспалительная реакция растворяет костную ткань и приводит к расшатыванию эндопротеза. Из-за деградации кости обычно невозможно установить повторно новый первичный эндопротез.Knee revision surgery (revision total knee arthroplasty) is a procedure in which the surgeon removes the "primary" (previously implanted) endoprosthesis and replaces it with a new "revision" one. Such replacement is necessary in case of endoprosthesis damage as a result of component wear or patient injury. Another common reason for replacing the primary endoprosthesis is weakening or degradation of body tissues caused by osteolysis. Osteolysis is an inflammatory reaction that occurs when small particles of wear from the polymer liner are absorbed by the cells of the tissues around the knee joint. The inflammatory reaction dissolves bone tissue and leads to loosening of the endoprosthesis. Due to bone degradation, it is usually impossible to re-install a new primary endoprosthesis.
В зависимости от степени поражения, объема и расположения дефектов бедренной и большеберцовой костей, сохранности и функциональной состоятельности мягкотканых стабилизаторов коленного сустава (связок, сухожильно-мышечных соединений, капсулы сустава) при ревизионной артропластике коленного сустава в мировой и отечественной хирургии применяются эндопротезы различной степени связанности бедренного и большеберцового компонентов, типа фиксации (бесцементной или цементной), дизайна и размеров.Depending on the degree of damage, volume and location of defects of the femur and tibia, the integrity and functional capacity of soft tissue stabilizers of the knee joint (ligaments, tendon-muscle connections, joint capsule) in revision arthroplasty of the knee joint in world and domestic surgery, endoprostheses of varying degrees of connectivity of the femoral and tibial components, type of fixation (cementless or cemented), design and size are used.
Ревизионные эндопротезы имеют аналогичные первичным эндопротезам сочленяющиеся шарнирные поверхности, но в то же время их конструкция рассчитана на недостаточность кости, к которой прикрепляется эндопротез. Например, для компенсации неровностей профиля кости ревизионный эндопротез может иметь прикрепляемые аугменты различной толщины, что позволяют улучшить стабильность.Revision endoprostheses have articulating hinge surfaces similar to primary endoprostheses, but at the same time their design is calculated for the insufficiency of the bone to which the endoprosthesis is attached. For example, to compensate for the unevenness of the bone profile, a revision endoprosthesis can have attached augments of varying thickness, which improves stability.
Помимо обеспечения надежного соединения с костью, конструкция ревизионного эндопротеза обычно создает большее ограничение движений, чем первичного. Сложный комплекс движений при сгибании-разгибании коленного сустава продиктован геометрией дистального отдела бедренной кости и проксимального отдела большеберцовой кости, а также расположением окружающих их связок. Коллатеральные связки обеспечивают устойчивость колена при варусной и вальгусной нагрузке. Крестообразные связки обеспечивают стабильность в переднем и заднем направлении, а также позволяют большеберцовой кости вращаться аксиально, т.е. вокруг своей продольной оси. Во время первичной операции по замене коленного сустава крестообразные связки (чаще передняя, а иногда и задняя) удаляются, но коллатеральные связки остаются неповрежденными. Во время ревизионной операции почти всегда удаляются и коллатеральные связки. Таким образом, при ревизионных операциях на коленном суставе большая часть мягких тканей отсутствует и не может воспроизводить нормальное или близкое к нормальному вращение, а стабильность/ограничение, которое ранее обеспечивалось этими связками, должно обеспечиваться конструкцией самого ревизионного эндопротеза. Поэтому при ревизионном эндопротезировании используются связанные эндопротезы, основанные на использовании ротационных шарниров, увеличенной сагиттальной кривизны и конформности поверхностей скольжения вкладыша и мыщелков бедренного компонента, а также использовании межмыщелкового механизма «паз-выступ».In addition to providing a secure connection to the bone, the design of a revision prosthesis usually creates a greater restriction of motion than the primary one. The complex range of motion during flexion-extension of the knee joint is dictated by the geometry of the distal femur and proximal tibia, as well as the location of the ligaments surrounding them. The collateral ligaments provide stability to the knee under varus and valgus loads. The cruciate ligaments provide stability in the anterior and posterior directions and allow the tibia to rotate axially, i.e., around its longitudinal axis. During primary knee replacement surgery, the cruciate ligaments (usually the anterior and sometimes the posterior) are removed, but the collateral ligaments remain intact. During revision surgery, the collateral ligaments are almost always removed as well. Thus, in revision knee surgeries, most of the soft tissue is missing and cannot reproduce normal or near-normal rotation, and the stability/limitation previously provided by these ligaments must be provided by the design of the revision endoprosthesis itself. Therefore, in revision endoprosthetics, tethered endoprostheses are used, based on the use of rotational hinges, increased sagittal curvature and conformity of the sliding surfaces of the liner and condyles of the femoral component, as well as the use of an intercondylar "tongue and groove" mechanism.
Известны различные конструктивные решения шарнирно-связанных эндопротезов коленного сустава [US4262368A, US5766257A, US6485519B2, US20090088860A1, US20100131070A1, US11033396B2, РФ №2261067, РФ №2265422]. Отличительными особенностями представленных в приведенных патентах устройств являются варианты исполнения соединительных компонентов механизма «паз-выступ» и особенности их крепления.Various design solutions for hinged knee joint endoprostheses are known [US4262368A, US5766257A, US6485519B2, US20090088860A1, US20100131070A1, US11033396B2, RF No. 2261067, RF No. 2265422]. Distinctive features of the devices presented in the cited patents are the design options for the connecting components of the groove-protrusion mechanism and the features of their fastening.
Основной центрирующий соединительный элемент механизма «паз-выступ» шарнирного сочленения компонентов принято называть серьгой. Крепление проксимальной части серьги к бедренному компоненту осуществляется посредством оси или осевых элементов серьги с образованием шарнирного узла.The main centering connecting element of the groove-and-protrusion mechanism of the articulated joint of the components is usually called the shackle. The proximal part of the shackle is attached to the femoral component by means of an axis or axial elements of the shackle to form a hinge joint.
Актуальный интерес для поиска оптимального конструктивного решения представляет геометрия серьги и оси шарнира, способ фиксации оси шарнира, способ фиксации полиэтиленового вкладыша к большеберцовому компоненту и обеспечение защиты от вывиха, т.е. от потери связности бедренного и большеберцового компонентов. В известных конструкциях фиксация оси шарнира обычно основана или на использовании упруго-деформируемых элементов, или многокомпонентных клино-резьбовых узлов, цанговых захватов и пр. При этом практически отсутствует возможность разборки уже собранной конструкции, например, для частичной замены элементов эндопротеза в случае их износа. Кроме того, при циклических функциональных нагрузках есть опасность самоотвинчивания резьбы и потери стабильности эндопротеза.Of current interest for finding the optimal design solution are the geometry of the shackle and the hinge axis, the method of fixing the hinge axis, the method of fixing the polyethylene liner to the tibial component and ensuring protection against dislocation, i.e. against loss of connectivity of the femoral and tibial components. In known designs, the fixation of the hinge axis is usually based either on the use of elastic-deformable elements or multi-component wedge-threaded assemblies, collet grips, etc. In this case, there is practically no possibility of disassembling the already assembled structure, for example, for partial replacement of the endoprosthesis elements in case of their wear. In addition, with cyclic functional loads, there is a risk of self-unscrewing of the thread and loss of stability of the endoprosthesis.
В устройстве, описанном в патенте РФ №2265422, принятом за наиболее близкий прототип изобретения, реализована защита от вывиха бедренного компонента за счет присутствия кольцевого «воротника» по всему диаметру цапфы серьги механизма «паз-выступ». Серьга, помещенная в тело большеберцового компонента, фиксируется в нем подковообразным полиэтиленовым вкладышем, вырез которого меньше диаметра воротника цапфы серьги. При этом обеспечивается вращение серьги относительно продольной оси, но практически полностью блокируется продольное перемещение вдоль этой оси. Крепление вкладыша к большеберцовому компоненту осуществляется винтом, на нижнем торце головки которого выполнены зубцы, внедряющиеся в торец отверстия вкладыша, исключая возможность вывинчивания. Данная конструкция не подлежит разборке, и вкладыш невозможно заменить в случае износа. При сгибании-разгибании колена мгновенный центр вращения коленного сустава движется по полукруглой траектории [Kinematics of the Native Knee / Ryan J. Reynolds, Aude Michelet, Jacobus H. Müller & Mo Saffarini // Basics in Primary Knee Arthroplasty 2022, pp. 19-42]. Такое движение определяется геометрией мыщелок и вкладыша, и возможно, в том числе, за счет линейного вертикального перемещения поверхностей мыщелок при сгибании-разгибании и вращении. Степень линейного перемещения в здоровом суставе регулируется сокращением мышц и связок, а в ревизионном эндопротезе - ограничена возможностями вертикального перемещения цапфы серьги внутри гильзы в большеберцовом компоненте. Способ закрепления серьги в большеберцовом компоненте рассматриваемой конструкции исключает возможность даже минимального вертикального ее перемещения при сгибательных и ротационных движениях сустава, что нарушает естественную кинематику и повышает нагрузку на костные структуры.The device described in Russian Federation Patent No. 2265422, which is considered the closest prototype of the invention, implements protection against dislocation of the femoral component due to the presence of an annular "collar" along the entire diameter of the cam pin of the groove-and-protrusion mechanism. The cam, placed in the body of the tibial component, is fixed in it by a horseshoe-shaped polyethylene insert, the cutout of which is smaller than the diameter of the collar of the cam pin. This ensures rotation of the cam relative to the longitudinal axis, but almost completely blocks longitudinal movement along this axis. The cam is fastened to the tibial component by a screw, on the lower end of which the head has teeth that penetrate into the end of the cam hole, eliminating the possibility of unscrewing. This design is not subject to disassembly, and the cam cannot be replaced in case of wear. During knee flexion-extension, the instantaneous center of rotation of the knee joint moves along a semicircular trajectory [Kinematics of the Native Knee / Ryan J. Reynolds, Aude Michelet, Jacobus H. Müller & Mo Saffarini // Basics in Primary Knee Arthroplasty 2022, pp. 19-42]. This movement is determined by the geometry of the condyles and the liner, and is possible, among other things, due to the linear vertical movement of the condyle surfaces during flexion-extension and rotation. The degree of linear movement in a healthy joint is regulated by muscle and ligament contraction, and in a revision endoprosthesis, it is limited by the possibilities of vertical movement of the shackle pin inside the sleeve in the tibial component. The method of fixing the earring in the tibial component of the design under consideration eliminates the possibility of even minimal vertical movement during flexion and rotational movements of the joint, which disrupts natural kinematics and increases the load on bone structures.
В настоящее время бедренные элементы эндопротезов коленного сустава для первичной, ревизионной и онкологической артропластики традиционно изготавливают из сплава системы Co-Cr-Mo (ГОСТ Р ИСО 5832-4) по причине его высокой твердости и износостойкости [US5766257A]. Другие металлические элементы конструкции - элемент большеберцовый, серьгу, ось шарнира, ножки интрамедуллярные и др. - изготавливают из титанового сплава. Однако это имеет целый ряд существенных недостатков. Сплав Co-Cr-Mo считается условно совместимым, так как в нем присутствуют токсичные металлы, представляющие риск токсического воздействия при попадании в организм в виде ионов. В то же время физический контакт элемента бедренного с интрамедуллярной ножкой, выполненных из двух разнородных металлических материалов, представляет собой гальванопару, что создает риск развития гальванической коррозии в агрессивной среде человеческого организма, увеличивая опасность токсического воздействия. Еще одним существенным недостатком сплава Co-Cr-Mo является его высокая плотность (≈9000 кг/м3), которая может быть причиной существенного превышения веса металлического компонента над весом замещаемых костных структур. Это в несколько раз увеличивает нагрузку на связочно-мышечный аппарат, нарушает биомеханику сустава, удлиняет реабилитационный период. Титановые сплавы известны своей безопасностью и биологической совместимостью с тканями организма, а их плотность (≈4500 кг/м3) почти в два раза ниже плотности сплава Co-Cr-Mo. С этих позиций целесообразно изготовление бедренных элементов эндопротезов коленного сустава из титанового сплава при успешном решении проблемы износостойкости [Влияние термической, термоводородной и ионно-плазменной обработок на структуру, твердость и износостойкость титанового сплава в металл-полимерной паре трения эндопротеза коленного сустава / А.М. Мамонов, А.В. Нейман, Е.О. Агаркова, А.А. Лиджиев, А.П. Нейман // Деформация и разрушение материалов. - 2022. - № 7. - С. 12-19].Currently, femoral elements of knee joint endoprostheses for primary, revision and oncological arthroplasty are traditionally made of Co-Cr-Mo alloy (GOST R ISO 5832-4) due to its high hardness and wear resistance [US5766257A]. Other metal elements of the structure - the tibial element, the earring, the hinge axis, the intramedullary stems, etc. - are made of titanium alloy. However, this has a number of significant drawbacks. The Co-Cr-Mo alloy is considered conditionally compatible, since it contains toxic metals that pose a risk of toxic effects when entering the body in the form of ions. At the same time, the physical contact of the femoral element with the intramedullary stem, made of two dissimilar metal materials, is a galvanic couple, which creates a risk of galvanic corrosion in the aggressive environment of the human body, increasing the risk of toxic effects. Another significant disadvantage of the Co-Cr-Mo alloy is its high density (≈9000 kg/m 3 ), which can be the reason for the weight of the metal component significantly exceeding the weight of the replaced bone structures. This increases the load on the ligament-muscle apparatus several times, disrupts the biomechanics of the joint, and prolongs the rehabilitation period. Titanium alloys are known for their safety and biocompatibility with body tissues, and their density (≈4500 kg/m 3 ) is almost two times lower than the density of the Co-Cr-Mo alloy. From this standpoint, it is advisable to manufacture femoral elements of knee endoprostheses from titanium alloy if the wear resistance problem is successfully solved [The effect of thermal, thermohydrogen and ion-plasma treatments on the structure, hardness and wear resistance of the titanium alloy in the metal-polymer friction pair of the knee endoprosthesis / A.M. Mamonov, A.V. Neiman, E.O. Agarkova, A.A. Lidzhiev, A.P. Neiman // Deformation and destruction of materials. - 2022. - No. 7. - P. 12-19].
Таким образом, из анализа приведенных выше ревизионных шарнирно-связанных эндопротезов коленного сустава можно констатировать, что всем им присущи следующие недостатки:Thus, from the analysis of the above revision hinge-linked knee joint endoprostheses, it can be concluded that they all have the following disadvantages:
сложность конструкции и большое количество мелких соединительных деталей, что усложняет сборку эндопротеза при подготовке к операции или разборку при повторной операции;the complexity of the design and the large number of small connecting parts, which complicates the assembly of the endoprosthesis in preparation for surgery or disassembly during a repeat operation;
присутствие риска неблагоприятных последствий из-за использования сплава Co-Cr-Mo в элементе бедренном;the presence of a risk of adverse effects due to the use of Co-Cr-Mo alloy in the femoral element;
невозможность разборки шарнирной части эндопротеза для замены отдельных элементов при необходимости;the impossibility of disassembling the hinged part of the endoprosthesis to replace individual elements if necessary;
Данные недостатки усложняют операцию ревизионного эндопротезирования, снижают надежность и механическую стабильность эндопротезов, приводят к необходимости полной замены всего эндопротеза в случае выхода из строя каких-либо элементов шарнира.These shortcomings complicate the revision endoprosthetics operation, reduce the reliability and mechanical stability of endoprostheses, and lead to the need for a complete replacement of the entire endoprosthesis in the event of failure of any hinge elements.
Целью настоящего изобретения является разработка конструкции ревизионного шарнирно-связанного эндопротеза коленного сустава с минимальным количеством соединительных элементов и упрощенной схемой сборки, с кинематикой, приближенной к естественной кинематике сустава, обладающего высокой надежностью, биологической совместимостью, возможностью частичной разборки и сборки вновь при необходимости замены отдельных элементов шарнирного узла, переставших выполнять свои функции по различным причинам.The purpose of the present invention is to develop a design for a revision hinge-linked knee joint endoprosthesis with a minimum number of connecting elements and a simplified assembly scheme, with kinematics close to the natural kinematics of the joint, possessing high reliability, biological compatibility, the possibility of partial disassembly and reassembly if it is necessary to replace individual elements of the hinge joint that have ceased to perform their functions for various reasons.
Техническим результатом изобретения являются:The technical result of the invention is:
Уменьшение количества деталей конструкции.Reducing the number of design parts.
Исключение возможности самоотвинчивания соединительных элементов в процессе эксплуатации.Elimination of the possibility of self-unscrewing of connecting elements during operation.
Возможность частичной разборки эндопротеза коленного сустава для замены элементов шарнирного узла.Possibility of partial disassembly of the knee joint endoprosthesis to replace the elements of the hinge joint.
Свобода вертикального перемещения бедренного компонента относительно большеберцового при функциональных движениях сустава до 1,5 мм при надежной защите от «вывиха» бедренного компонента из большеберцового компонента эндопротеза.Freedom of vertical movement of the femoral component relative to the tibial component during functional movements of the joint up to 1.5 mm with reliable protection against “dislocation” of the femoral component from the tibial component of the endoprosthesis.
Повышение биологической совместимости материала эндопротеза с организмом человека.Increasing the biocompatibility of the endoprosthesis material with the human body.
Исключение возможности гальванической коррозии в месте контакта элемента бедренного с интрамедуллярной ножкой.Elimination of the possibility of galvanic corrosion at the point of contact of the femoral element with the intramedullary stem.
Высокая износостойкость полированной поверхности элемента бедренного из титанового сплава за счет получения шероховатости Ra не более 0,1 мкм и микротвердости HV0,05 не менее 4300 МПа.High wear resistance of the polished surface of the femoral element made of titanium alloy due to obtaining a roughness Ra of no more than 0.1 μm and a microhardness HV0.05 of at least 4300 MPa.
Технический результат достигается следующими решениями изобретения:The technical result is achieved by the following solutions of the invention:
1. Соединительные элементы имеют простую геометрическую форму, они просты в изготовлении, технологичны и малочисленны. Ось шарнира, соединяющая элемент бедренный и серьгу, имеет цилиндрическую форму с антиротационным выступом и радиальное отверстие под винт оси. Фиксация оси шарнира винтом оси по направлению сверху вниз делает невозможным самоотвинчивание винта оси после имплантации, из-за упора винта оси в цементную мантию на опиле кости.1. The connecting elements have a simple geometric shape, they are easy to manufacture, technologically advanced and few in number. The hinge axis connecting the femoral element and the earring has a cylindrical shape with an anti-rotation protrusion and a radial hole for the axis screw. Fixing the hinge axis with the axis screw in the top-down direction makes it impossible for the axis screw to unscrew itself after implantation, due to the axis screw resting on the cement mantle on the bone saw.
2. Использование винта вкладыша с двумя видами резьбы для закрепления вкладыша в большеберцовом элементе. Простое и надежное крепление вкладыша винтом вкладыша в элементе большеберцовом допускает разборку конструкции и замену вкладыша.2. Using a liner screw with two types of threads to secure the liner in the tibial element. Simple and reliable fastening of the liner with a liner screw in the tibial element allows for disassembly of the structure and replacement of the liner.
3. Ступенчатая форма серьги с цилиндрической цапфой серьги в узле трения в сочетании с подковообразной формой вкладыша, паз которого имеет ширину меньшую, чем диаметр цапфы серьги, а также способ крепления вкладыша поверх цапфы серьги надежно предохраняют эндопротез от «вывиха» бедренного компонента из большеберцового компонента с сохранением свободы ограниченного вертикального перемещения цапфы серьги в полости элемента большеберцового.3. The stepped shape of the shackle with a cylindrical shackle pin in the friction unit in combination with the horseshoe shape of the insert, the groove of which has a width smaller than the diameter of the shackle pin, as well as the method of fastening the insert over the shackle pin reliably protect the endoprosthesis from “dislocation” of the femoral component from the tibial component while maintaining freedom of limited vertical movement of the shackle pin in the cavity of the tibial element.
4. Элемент бедренный эндопротеза коленного сустава изготавливается из титанового сплава, что обеспечивает биологическую безопасность для организма, меньший вес эндопротеза и исключает опасность развития гальванической коррозии.4. The femoral element of the knee joint endoprosthesis is made of titanium alloy, which ensures biological safety for the body, lower weight of the endoprosthesis and eliminates the risk of galvanic corrosion.
5. Получение полированной поверхности на мыщелках элемента бедренного из титанового сплава с показателем шероховатости Ra не более 0,1 мкм и применение дополнительной специальной обработки для достижения микротвердости (HV0,05) не менее 4300 МПа обеспечивают высокую износостойкость трущихся поверхностей.5. Obtaining a polished surface on the condyles of the femoral element made of titanium alloy with a roughness index Ra of no more than 0.1 µm and the use of additional special treatment to achieve microhardness (HV0.05) of at least 4300 MPa ensures high wear resistance of the rubbing surfaces.
Заявленное изобретение иллюстрируется следующими фигурами:The claimed invention is illustrated by the following figures:
Фиг. 1. Эндопротез коленного сустава, состоящий из компонента бедренного (включающего элемент бедренный (2) и ножку интрамедуллярную (11)), вкладыша (5), и компонента большеберцового (включающего элемент большеберцовый (6) и ножку интрамедуллярную (12)). Позицией 13 обозначен аугмент, являющийся дополнительным элементом, устанавливаемым при необходимости.Fig. 1. A knee joint endoprosthesis consisting of a femoral component (including a femoral element (2) and an intramedullary stem (11)), an insert (5), and a tibial component (including a tibial element (6) and an intramedullary stem (12)). Position 13 denotes an augment, which is an additional element installed when necessary.
Фиг. 2. Сборка эндопротеза: 1 - ось шарнира, 2 - элемент бедренный, 3 - серьга, 5 - вкладыш, 6 - элемент большеберцовый, 7 - втулка, 8 - демпфирующий короб, 9 - гильза, 10 - винт вкладыша.Fig. 2. Assembly of the endoprosthesis: 1 - hinge axis, 2 - femoral element, 3 - earring, 5 - insert, 6 - tibial element, 7 - sleeve, 8 - damping box, 9 - sleeve, 10 - insert screw.
Фиг. 3. Шарнирный узел эндопротеза, включающий: ось шарнира (1), элемент бедренный (2), серьгу (3), винт оси (4), вкладыш (5) и элемент большеберцовый (6).Fig. 3. The hinge unit of the endoprosthesis, including: the hinge axis (1), the femoral element (2), the earring (3), the axis screw (4), the insert (5) and the tibial element (6).
Фиг. 4. Элемент бедренный в сборе с серьгой (фронтальная проекция и профильное и фронтальное сечения): ось шарнира (1), элемент бедренный (2), серьга (3), винт оси (4), втулка (7), демпфирующий короб (8), аугмент (13).Fig. 4. Femoral element assembled with an earring (frontal projection and profile and frontal sections): hinge axis (1), femoral element (2), earring (3), axis screw (4), bushing (7), damping box (8), augment (13).
Фиг. 5. Серьга.Fig. 5. Earring.
Фиг. 6. Втулка (7), демпфирующий короб (8) и гильза (9) - детали из полиэтилена.Fig. 6. The bushing (7), damping box (8) and sleeve (9) are made of polyethylene.
Фиг. 7. Ось шарнира.Fig. 7. Hinge axis.
Фиг. 8. Ось шарнира (продольный разрез).Fig. 8. Hinge axis (longitudinal section).
Фиг. 9. Винт оси.Fig. 9. Axle screw.
Фиг. 10. Винт оси (профильная проекция).Fig. 10. Axle screw (profile projection).
Фиг. 11. Элемент большеберцовый.Fig. 11. Tibial element.
Фиг. 12. Элемент большеберцовый (разрез по сагиттальной плоскости).Fig. 12. Tibial element (section along the sagittal plane).
Фиг. 13. Вкладыш.Fig. 13. Insert.
Фиг. 14. Вкладыш (разрез по сагиттальной плоскости).Fig. 14. Insert (section along the sagittal plane).
Фиг. 15. Винт вкладыша.Fig. 15. Insert screw.
Фиг. 16. Винт вкладыша (продольный разрез).Fig. 16. Insert screw (longitudinal section).
Изобретение представляет собой ревизионный шарнирно-связанный эндопротез коленного сустава (фиг. 1, 2) цементной фиксации, состоящий из бедренного и большеберцового компонентов и вкладыша (5) между ними. Бедренный компонент состоит из элемента бедренного (2) и интрамедуллярной ножки (11). Большеберцовый компонент состоит из элемента большеберцового (6) и интрамедуллярной ножки (12). Интрамедуллярные ножки (11 и 12) могут быть различной конструкции и не являются предметом данного изобретения. Соединение элементов бедренного и большеберцового с интрамедуллярными ножками осуществляется с помощью конусной посадки. Для надежности конусной посадки предусмотрена возможность дополнительной фиксации винтом ножки. Между бедренным компонентом и большеберцовым компонентом с закрепленным в нем вкладышем, осуществлено шарнирное соединение с использованием межмыщелкового механизма «паз-выступ». Размеры элементов эндопротеза, их форма и система крепления адаптированы к анатомии бедренной и большеберцовой кости, а также надколенника. Все элементы эндопротеза, кроме демпфирующего короба, втулки, гильзы и владыша, изготовлены из титанового сплава, что обеспечивает биологическую безопасность для организма, меньший вес эндопротеза и исключает опасность развития гальванической коррозии. Демпфирующий короб, втулка, гильза и вкладыш изготовлены из полиэтилена.The invention is a revision hinged knee joint endoprosthesis (Fig. 1, 2) with cement fixation, consisting of femoral and tibial components and an insert (5) between them. The femoral component consists of a femoral element (2) and an intramedullary stem (11). The tibial component consists of a tibial element (6) and an intramedullary stem (12). The intramedullary stems (11 and 12) can be of different designs and are not the subject of this invention. The connection of the femoral and tibial elements with the intramedullary stems is carried out using a conical fit. To ensure the reliability of the conical fit, the possibility of additional fixation with a stem screw is provided. Between the femoral component and the tibial component with the insert fixed in it, a hinged connection is carried out using an intercondylar "groove-and-protrusion" mechanism. The dimensions of the endoprosthesis elements, their shape and fastening system are adapted to the anatomy of the femur and tibia, as well as the patella. All elements of the endoprosthesis, except for the damping box, bushing, sleeve and insert, are made of titanium alloy, which ensures biological safety for the body, lower weight of the endoprosthesis and eliminates the risk of galvanic corrosion. The damping box, bushing, sleeve and insert are made of polyethylene.
Элемент бедренный (поз. 2, фиг. 1-4) имеет анатомически подобную форму мыщелков тороидальной формы, в сечении сагиттальной плоскостью поверхности образованы плавно сопрягаемыми окружностями различных радиусов. Внешние суставные поверхности мыщелков элемента бедренного и межмыщелкового промежутка - полированные (Ra не более 0,1 мкм) для обеспечения малого коэффициента трения в паре с поверхностями вкладыша, и имеют микротвердость (HV0,05) не менее 4300 МПа для обеспечения высокой износостойкости. Конформность поверхностей скольжения мыщелков элемента бедренного и вкладыша обеспечивает плавность движения по ответным поверхностям вкладыша в большеберцовом компоненте при сгибании-разгибании и ротации.The femoral element (pos. 2, Figs. 1-4) has an anatomically similar shape of toroidal condyles; in section by the sagittal plane, the surfaces are formed by smoothly conjugated circles of different radii. The outer articular surfaces of the condyles of the femoral element and the intercondylar space are polished (Ra no more than 0.1 μm) to ensure a low coefficient of friction in a pair with the surfaces of the liner, and have a microhardness (HV0.05) of at least 4300 MPa to ensure high wear resistance. The conformity of the sliding surfaces of the condyles of the femoral element and the liner ensures smooth movement along the mating surfaces of the liner in the tibial component during flexion-extension and rotation.
Элемент бедренный имеет вальгусный наклон оси ножки в 6°, в теле элемента бедренного закреплены соединительные элементы (фиг. 3, 4): серьга (3), ось шарнира (1), винт оси (4), втулка (7), демпфирующий короб (8).The femoral element has a valgus tilt of the stem axis of 6°; connecting elements are fixed in the body of the femoral element (Fig. 3, 4): earring (3), hinge axis (1), axis screw (4), bushing (7), damping box (8).
Серьга (3) обеспечивает связанность бедренного и большеберцового компонентов при функциональных движениях и ограничивает передне-заднее смещение компонента бедренного при сгибании-разгибании. Принципиальную роль играет геометрия серьги (фиг. 5). Проксимальная часть серьги - петля - имеет форму цилиндра с отверстием, ось которого совпадает с осью латерально-медиального отверстия в элементе бедренном. Средняя и дистальная части серьги выполнены в форме цилиндра со ступенчатой геометрией по диаметру: дистальная часть - цапфа серьги - имеет больший диаметр, соответствующий внутреннему диаметру гильзы в большеберцовом компоненте. Серьга имеет полированную поверхность (Ra≤0,1 мкм) и микротвердость поверхности (HV0,05) не менее 4300 МПа.The shackle (3) ensures the connection of the femoral and tibial components during functional movements and limits the anteroposterior displacement of the femoral component during flexion-extension. The geometry of the shackle plays a fundamental role (Fig. 5). The proximal part of the shackle - the loop - has the shape of a cylinder with an opening, the axis of which coincides with the axis of the lateral-medial opening in the femoral element. The middle and distal parts of the shackle are made in the shape of a cylinder with a stepped geometry in diameter: the distal part - the shackle journal - has a larger diameter corresponding to the internal diameter of the sleeve in the tibial component. The shackle has a polished surface (Ra≤0.1 μm) and surface microhardness (HV0.05) not less than 4300 MPa.
При сборке шарнирного узла в отверстие петли серьги (3) устанавливается втулка (7), которая представляет собой пустотелый цилиндр из полиэтилена (поз.7, фиг. 6), поверх петли серьги надевают демпфирующий короб (8), после чего серьгу размещают в теле элемента бедренного (2) и фиксируют осью шарнира (1), располагая ее внутри втулки (фиг. 4).When assembling the hinge unit, a bushing (7), which is a hollow cylinder made of polyethylene (pos. 7, Fig. 6), is installed in the hole of the earring loop (3), a damping box (8) is put on top of the earring loop, after which the earring is placed in the body of the femoral element (2) and fixed with the hinge axis (1), placing it inside the bushing (Fig. 4).
Демпфирующий короб имеет сложную форму (поз. 8, фиг. 6), образованную сочетанием плоских и цилиндрических поверхностей. В стенках демпфирующего короба выполнены отверстия для размещения втулки. Демпфирующий короб предохраняет от возможных динамических нагрузок (ударов) при сгибании-разгибании эндопротеза и ограничивает угол гиперэкстензии. Втулка обеспечивает подвижность шарнирного соединения бедренного и большеберцового компонентов путем низкофрикционного вращения серьги относительно оси шарнира. Втулка и демпфирующий короб имеют гладкие поверхности трения (Ra≤2 мкм).The damping box has a complex shape (pos. 8, Fig. 6), formed by a combination of flat and cylindrical surfaces. The walls of the damping box have openings for accommodating the bushing. The damping box protects against possible dynamic loads (impacts) during flexion-extension of the endoprosthesis and limits the hyperextension angle. The bushing ensures the mobility of the hinge joint of the femoral and tibial components by low-friction rotation of the shackle relative to the hinge axis. The bushing and the damping box have smooth friction surfaces (Ra≤2 μm).
Ось шарнира (1) служит для закрепления серьги в элементе бедренном. Ось шарнира имеет цилиндрическую форму с антиротационным выступом (фиг. 7, 8) и радиальное отверстие под винт оси (4). Поверхность оси полированная (Ra≤0,1 мкм) с микротвердостью (HV0,05) не менее 4300 МПа.The hinge axis (1) serves to secure the earring in the femoral element. The hinge axis has a cylindrical shape with an anti-rotation protrusion (Fig. 7, 8) and a radial hole for the axis screw (4). The axis surface is polished (Ra≤0.1 μm) with a microhardness (HV0.05) of at least 4300 MPa.
Для фиксации оси шарнира (1) винт оси (поз. 4, фиг. 1-4, 9, 10) ввинчивается в тело элемента бедренного сверху и погружается в ось до упора (фиг. 4 Б-Б), надежно блокируя ее осевое смещение, т.е. извлечение из шарнирного узла. Учитывая характер имплантации элемента бедренного, а именно опил кости и цементную мантию на нем, гарантированно исключается самоотвинчивание винта оси при функциональных нагрузках.To fix the hinge axis (1), the axis screw (pos. 4, Figs. 1-4, 9, 10) is screwed into the body of the femoral element from above and immersed in the axis until it stops (Fig. 4 B-B), reliably blocking its axial displacement, i.e. extraction from the hinge joint. Considering the nature of the implantation of the femoral element, namely the bone sawing and the cement mantle on it, self-unscrewing of the axis screw under functional loads is guaranteed to be excluded.
Соединительные элементы повышают стабильность эндопротеза при отсутствии крестообразных и боковых связок, обеспечивая сгибание-разгибание относительно горизонтальной поперечной оси на угол не менее 120°, внутреннюю и наружную ротацию в диапазоне ±2° (не менее) и вертикальное перемещение (до 1,5 мм) относительно большеберцового компонента при полицентрической ротации оси сгибания-разгибания. Для устранения возможных дефектов опорных поверхностей бедра к элементу бедренному могут быть присоединены аугменты задние и дистальные (поз. 13, фиг. 4)The connecting elements increase the stability of the endoprosthesis in the absence of cruciate and lateral ligaments, providing flexion-extension relative to the horizontal transverse axis at an angle of at least 120°, internal and external rotation in the range of ±2° (at least) and vertical movement (up to 1.5 mm) relative to the tibial component with polycentric rotation of the flexion-extension axis. To eliminate possible defects of the supporting surfaces of the thigh, posterior and distal augments can be attached to the femoral element (pos. 13, Fig. 4)
Элемент большеберцовый (6) имеет бобообразную форму в плане, анатомически подобную форме опила большеберцовой кости (фиг. 11, 12). Платформа элемента большеберцового наклонена на 3° в дорсальном направлении. По образующему контуру элемента выполнен буртик, формирующий впадину для установки вкладыша. Во внутренней цилиндрической полости элемента большеберцового расположена гильза (поз. 9, фиг. 8), выполненная из полиэтилена с гладкой поверхностью (Ra≤2 мкм) и образующая пару трения с цапфой серьги. На нижней поверхности элемента большеберцового выполнен выступ трапецеидальной формы с тонкими треугольными «крыльями», который при установке элемента большеберцового внедряется в подготовленное отверстие в спонгиозных структурах проксимальной части большеберцовой кости через слой костного цемента. Нижняя поверхность элемента большеберцового плотно контактирует с цементной мантией, нанесенной на поверхность опила кости. В случае наличия дефекта опорной поверхности большеберцовой кости к платформе компонента крепится большеберцовый аугмент нужного типоразмера (поз. 13, фиг. 1).The tibial element (6) has a bean-shaped plan view, anatomically similar to the shape of the tibial cut (Figs. 11, 12). The platform of the tibial element is inclined by 3° in the dorsal direction. A flange is made along the generatrix contour of the element, forming a cavity for installing the liner. A sleeve (pos. 9, Fig. 8) made of polyethylene with a smooth surface (Ra≤2 μm) and forming a friction pair with the shackle journal is located in the internal cylindrical cavity of the tibial element. On the lower surface of the tibial element there is a trapezoidal protrusion with thin triangular "wings", which, when installing the tibial element, is introduced into the prepared opening in the spongy structures of the proximal part of the tibia through a layer of bone cement. The lower surface of the tibial element is in tight contact with the cement mantle applied to the surface of the bone cut. In the event of a defect in the supporting surface of the tibia, a tibial augment of the required size is attached to the component platform (item 13, Fig. 1).
Объединение элементов в эндопротез производится после полного погружения цапфы серьги в отверстие гильзы с последующим замыканием цапфы серьги в ней. Замыкание осуществляется вкладышем (5), который имеет подковообразную форму (фиг. 13, 14), и паз которого имеет ширину меньшую, чем диаметр цапфы серьги. Поверхность вкладыша, контактирующая с мыщелковыми поверхностями элемента бедренного, гладкая с Ra≤2 мкм. Высота вкладыша - расстояние от опорной плоской поверхности до нижней точки сагиттального профиля вкладыша - может составлять не менее 8 и не более 14 мм. Закрепление вкладыша в большеберцовом компоненте обеспечивается винтом вкладыша (10), имеющим две резьбы (фиг. 15, 16). Первая резьба (с меньшими диаметром резьбы и шагом) свободно ввинчивается в соответствующее резьбовое отверстие в титановом теле элемента большеберцового. Вторая резьба (с большими диаметром резьбы и шагом) завинчивается в отверстие в теле вкладыша, изготовленного из полиэтилена, нарезая в нем резьбу. Последнее существенно увеличивает силы трения в резьбе и, в комбинации с разным шагом резьб, гарантирует исключение самоотвинчивания при функциональных нагрузках. В случае необходимости замены вкладыша винт вкладыша может быть выкручен с помощью инструмента.The elements are combined into an endoprosthesis after the trunnion of the earring is completely immersed into the opening of the sleeve, followed by the trunnion of the earring locking in it. The locking is achieved by means of an insert (5), which has a horseshoe shape (Fig. 13, 14), and the groove of which has a width smaller than the diameter of the trunnion of the earring. The surface of the insert, which contacts the condylar surfaces of the femoral element, is smooth with Ra≤2 μm. The height of the insert - the distance from the supporting flat surface to the lower point of the sagittal profile of the insert - may be no less than 8 and no more than 14 mm. The insert is secured in the tibial component by means of an insert screw (10), which has two threads (Fig. 15, 16). The first thread (with a smaller thread diameter and pitch) is freely screwed into the corresponding threaded hole in the titanium body of the tibial element. The second thread (with a larger thread diameter and pitch) is screwed into the hole in the body of the insert made of polyethylene, cutting a thread in it. The latter significantly increases the friction forces in the thread and, in combination with different thread pitches, guarantees the exclusion of self-unscrewing under functional loads. If it is necessary to replace the insert, the insert screw can be unscrewed using a tool.
После закрепления серьги вкладышем в большеберцовом компоненте существует возможность вертикального перемещения бедренного компонента относительно большеберцового за счет перемещения серьги в гильзе. Свободный ход серьги в гильзе, при установленном вкладыше, варьируется от 7,5 до 1,5 мм, в зависимости от высоты вкладыша. Функциональные перемещения (за счет геометрии мыщелок) при сгибании-разгибании не превышают 0,4 мм. Максимальные функциональные перемещения могут составлять в согнутом колене до 1,5 мм при вращении наружу-внутрь.After fixing the earring with the insert in the tibial component, there is a possibility of vertical movement of the femoral component relative to the tibial component due to the movement of the earring in the sleeve. The free movement of the earring in the sleeve, with the insert installed, varies from 7.5 to 1.5 mm, depending on the height of the insert. Functional movements (due to the geometry of the condyles) during flexion-extension do not exceed 0.4 mm. Maximum functional movements in a bent knee can be up to 1.5 mm during outward-inward rotation.
Согласно приведенному описанию был изготовлен ревизионный шарнирно-связанный эндопротез коленного сустава цементной фиксации.According to the description provided, a revision hinged knee endoprosthesis with cement fixation was manufactured.
Элемент бедренный, серьга, ось шарнира, винт оси, винт вкладыша, элемент большеберцовый и интрамедулярные ножки изготовлены из титанового сплава ВТ6 (ГОСТ Р ИСО 5832-3). Втулка, демпфирующий короб, гильза и вкладыш изготовлены из сверхвысокомолекулярного полиэтилена (СВМПЭ) ИСО 5834-2. Параметр шероховатости Ra поверхностей трения втулки, демпфирующего короба, гильзы и вкладыша не превышал 2 мкм.The femoral element, shackle, hinge axis, axis screw, liner screw, tibial element and intramedullary stems are made of titanium alloy VT6 (GOST R ISO 5832-3). The bushing, damping box, sleeve and liner are made of ultra-high molecular weight polyethylene (UHMWPE) ISO 5834-2. The roughness parameter Ra of the friction surfaces of the bushing, damping box, sleeve and liner did not exceed 2 μm.
Элемент бедренный был подвергнут полировке мыщелок и вакуумной ионно-плазменной обработке (ВИПО). Полировка осуществлялась с помощью алмазной пасты и позволила получить высокое качество поверхности (Ra не более 0,1 мкм), а проведение последующей вакуумной ионно-плазменной обработки обеспечило микротвердость (HV0,05) не менее 4300 МПа.The femoral element was subjected to condyle polishing and vacuum ion-plasma treatment (VIP). Polishing was performed using diamond paste and allowed to obtain high-quality surface (Ra no more than 0.1 μm), and subsequent vacuum ion-plasma treatment provided microhardness (HV0.05) of at least 4300 MPa.
Цилиндрические поверхности серьги и оси шарнира были подвергнуты аналогичным операциям полировки и ВИПО для достижения шероховатости Ra не более 0,1 мкм и микротвердости (HV0,05) не менее 4300 МПа.The cylindrical surfaces of the earring and the hinge axis were subjected to similar polishing and HIPO operations to achieve a roughness of Ra no more than 0.1 μm and a microhardness (HV0.05) of at least 4300 MPa.
Сборка шарнирного узла осуществлена, согласно описанию, в следующей последовательности: поверх петли серьги размещен демпфирующий короб, в отверстие петли серьги помещена втулка, после чего серьга погружена в межмыщелковый промежуток элемента бедренного и закреплена в нем с помощью оси шарнира, установленной внутри втулки. Ось шарнира жестко зафиксирована относительно элемента бедренного винтом оси.The hinge assembly is carried out, according to the description, in the following sequence: a damping box is placed over the earring loop, a bushing is placed in the hole of the earring loop, after which the earring is immersed in the intercondylar space of the femoral element and secured in it with the help of the hinge axis installed inside the bushing. The hinge axis is rigidly fixed relative to the femoral element with the axis screw.
В полость элемента большеберцового помещена гильза с внутренним диаметром, соответствующим диаметру цапфы серьги, после чего цапфа серьги размещена внутри гильзы и закреплена в элементе большеберцовом вкладышем, с шириной паза меньше диаметра цапфы серьги.A sleeve with an internal diameter corresponding to the diameter of the earring journal is placed in the cavity of the tibial element, after which the earring journal is placed inside the sleeve and secured in the tibial element with an insert, with a groove width less than the diameter of the earring journal.
Вкладыш с высотой 14 мм зафиксирован в элементе большеберцовом с помощью винта вкладыша, на котором выполнены две резьбы. Первая резьба (М4х0.7) вкручена в соответствующее резьбовое отверстие в теле элемента большеберцового, а вторая резьба (М5х0.8) - в отверстие в теле вкладыша без резьбы.The insert with a height of 14 mm is fixed in the tibial element using an insert screw on which two threads are made. The first thread (M4x0.7) is screwed into the corresponding threaded hole in the body of the tibial element, and the second thread (M5x0.8) is screwed into the hole in the insert body without threads.
После закрепления серьги вкладышем перемещение серьги в гильзе соответствовало рамкам, указанным в описании: свободный ход серьги в гильзе составил 1,5 мм, максимальное перемещение при сгибательных движениях сустава - 0,4 мм, а при ротационных движениях - 1,5 мм.After securing the earring with the insert, the movement of the earring in the sleeve corresponded to the limits specified in the description: the free movement of the earring in the sleeve was 1.5 mm, the maximum movement during flexion movements of the joint was 0.4 mm, and during rotational movements - 1.5 mm.
Таким образом, технический результат достигнут.Thus, the technical result has been achieved.
Claims (4)
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2833149C1 true RU2833149C1 (en) | 2025-01-14 |
Family
ID=
Citations (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5766257A (en) * | 1997-01-28 | 1998-06-16 | Implant Manufacturing And Testing Corporation | Artificial joint having natural load transfer |
| RU2261067C2 (en) * | 2001-04-25 | 2005-09-27 | Вальдемар Линк ГмбХ унд Ко.КГ | Knee prosthesis having rotating support |
| RU2265422C2 (en) * | 2001-06-27 | 2005-12-10 | Вальдемар Линк ГмбХ унд Ко.КГ | Knee joint prosthesis mated with antifriction bearing |
| US20090088860A1 (en) * | 2007-09-30 | 2009-04-02 | Romeis Kristen L | Hinged orthopaedic prosthesis |
| US20100131070A1 (en) * | 2006-06-30 | 2010-05-27 | Smith & Nephew, Inc. | Anatomical motion hinged prosthesis |
| US11033396B2 (en) * | 2019-02-05 | 2021-06-15 | Depuy Ireland Unlimited Company | Orthopaedic prosthetic system for a rotating hinged-knee prosthesis |
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5766257A (en) * | 1997-01-28 | 1998-06-16 | Implant Manufacturing And Testing Corporation | Artificial joint having natural load transfer |
| RU2261067C2 (en) * | 2001-04-25 | 2005-09-27 | Вальдемар Линк ГмбХ унд Ко.КГ | Knee prosthesis having rotating support |
| RU2265422C2 (en) * | 2001-06-27 | 2005-12-10 | Вальдемар Линк ГмбХ унд Ко.КГ | Knee joint prosthesis mated with antifriction bearing |
| US20100131070A1 (en) * | 2006-06-30 | 2010-05-27 | Smith & Nephew, Inc. | Anatomical motion hinged prosthesis |
| US10779949B2 (en) * | 2006-06-30 | 2020-09-22 | Smith & Nephew, Inc. | Anatomical motion hinged prosthesis |
| US20090088860A1 (en) * | 2007-09-30 | 2009-04-02 | Romeis Kristen L | Hinged orthopaedic prosthesis |
| US11033396B2 (en) * | 2019-02-05 | 2021-06-15 | Depuy Ireland Unlimited Company | Orthopaedic prosthetic system for a rotating hinged-knee prosthesis |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US7387644B2 (en) | Knee joint prosthesis with a femoral component which links the tibiofemoral axis of rotation with the patellofemoral axis of rotation | |
| EP0183669B1 (en) | Joint prosthesis | |
| US6238434B1 (en) | Knee joint prosthesis with spinout prevention | |
| US5021061A (en) | Prosthetic patello-femoral joint | |
| EP1591083B1 (en) | Prosthetic knee | |
| EP0691831B1 (en) | Implantable prosthetic patellar components | |
| US5133758A (en) | Total knee endoprosthesis with fixed flexion-extension axis of rotation | |
| US20080009950A1 (en) | Prosthetic Knee | |
| US6143034A (en) | Implantable hinged knee prosthesis having tibial baseplate | |
| EP3914193B1 (en) | Bone joint implants | |
| US12048629B1 (en) | Hip joint device | |
| EP0420460B1 (en) | Knee prosthesis | |
| US9119723B2 (en) | Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly | |
| WO2019145965A1 (en) | Distal femur total knee prosthesis with self limiting small angle tibial-femoral rotation | |
| KR102649339B1 (en) | tibial plateau patch | |
| AU2018279260B2 (en) | Modular knee prosthesis | |
| US10799365B1 (en) | Bone joint implants | |
| US20180125667A1 (en) | Prosthetic apparatus and systems for total knee arthroplasty | |
| GB2277034A (en) | Implantable prosthetic patellar component | |
| Sonstegard et al. | The spherocentric knee: biomechanical testing and clinical trial | |
| RU2833149C1 (en) | Revision hinged knee endoprosthesis | |
| RU2848478C1 (en) | Knee joint endoprosthesis | |
| US20240382314A1 (en) | Hip joint device | |
| RU196434U1 (en) | TIBIAL KNEE JOINT ENDOPROTHESIS COMPONENT | |
| RU22416U1 (en) | CERAMIC ENDOPROTHESIS OF THE JOINT |