Ножка эндопротеза тазобедренного сустава

 

Изобретение относится к области травматологии и ортопедии, а именно к конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава, и может быть использовано при оперативном лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний суставов. Технический результат - обеспечение функционирования сборки кость - эндопротез в условиях сохранения естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости. Ножка эндопротеза тазобедренного сустава содержит выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой расширенную книзу наклонную опорную площадку и продольный стержень, дистальный конец которого выполнен коническим, а проксимальный конец имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукруглым завершением со стороны прямой латеральной стенки и округленным срезом сужающейся части клина со стороны фигурно изогнутой медиальной стенки. Между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, выполненных в виде дугообразно изогнутых пластин, выпуклости которых расположены у верхней пластины вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки, а у нижней - противоположно выпуклости верхней пластины или со стороны латеральной стенки стержня при расположении пластины поперек плоскости фронтального сечения ножки. Между пластинами расположен промежуточный участок стержня, боковая поверхность которого образована отрезками прямых, сопрягающих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня. На опорной площадке выполнены отверстия, расположенные преимущественно по линии ее наибольшего поперечного размера с двух сторон стержня между его передней и задней стенками и соответствующими краями опорной площадки. 2 з.п.ф-лы, 1 табл., 8 ил.

Изобретение относится к области травматологии и ортопедии, а именно к конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава (ЭТС), и может быть использовано при оперативном лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний суставов.

Известны конструкции ЭТС со сплошными металлическими ножками [1, 2]. Для лучшего согласования с формой модулярного канала кости ножки имеют различную форму и пропорции.

Общим недостатком указанных конструкций является использование высокопрочного сплошного металлического продольного стержня, зафиксированного в костно-мозговом канале трубчатой кости бесцементной посадкой с размерным натягом, в качестве несущего элемента, осуществляющего передачу превалирующей доли функциональных нагрузок на кость.

Величины прочности и жесткости конструкционного металла ножки ЭТС и кости различаются на полтора - два с половиной порядка. Такое расхождение предопределяет жесткое шунтирование металлическим стержнем сопряженного костного материала, при котором возникает новое неестественно напряженное состояние кости. Сопряженная с ножкой кость теряет свои традиционно-естественные способности к деформациям на "изгиб", "кручение", "растяжение", качественно и частично количественно перераспределяет традиционно-естественные деформации на "сжатие". Одновременно с этим в зашунтированной части кости возникают новый вид продольной деформации на "сдвиг" между слоем костного материала, жестко связанного с продольным стержнем, и наружным корковым слоем. На участке кости, расположенном ниже дистального окончания ножки, при внешних функциональных нагрузках возникает неестественный новый вид разрушающих деформаций на "срез", а также количественно увеличиваются и локально концентрируются традиционно-естественные деформации на "изгиб, кручение". Там же и в области, охватываемой дистальным окончанием ножки, локально концентрируются повышенные напряжения на "сжатие".

Таким образом, воздействие на костный материал высокопрочного и жесткого продольного стержня ножки ЭТС, зафиксированного в кости с размерным натягом, вынужденно приводит к возникновению в кости неестественных для нее новых видов деформаций, к качественному и количественному перераспределению величин традиционных видов деформаций. Это приводит к нарушению естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости и, как следствие, к асептическому расшатыванию ножки ЭТС в сборке кость - эндопротез.

Количественную оценку различия деформационных характеристик кости и стержня в реальной сборке кость - эндопротез дает сопоставление графиков (фиг. 1) зависимости продольной деформации Δl бедренной кости и сплошного стержня из титана марки ВТ-6 под действием нагрузки P = 70 кг (1G). По оси ординат, совпадающей с продольной осью стержня и осью медулярного канала кости, отложены номера укрупненных поясов длиной l = L/18, где L - длина стержня, равная 18 см. Для определения характеристики бедренной кости были предварительно рассчитаны статистически усредненные величины продольных деформаций последовательных кольцевых срезов бедренной кости длиной 1 см под действием нагрузки 1G. Далее, путем суммирования величин деформации кольцевых срезов, была рассчитана количественная характеристика продольной деформации бедренной кости по осевой линии, приведенная на фиг.1. Согласно зависимости фиг.1 кость под аксиальной нагрузкой P = 1G сжимается: - от 0,12 мм в крайне проксимальной части до 0,031 мм у пояса, граничащего с эпифизом; - от 0,021 мм до 0,007 мм в его диафизарной части.

Расчеты величин продольных деформаций сплошного стержня традиционной ножки ЭТС под аксиальной нагрузкой P = 1G показывают, что стержень сжимается: - от 0,00075 мм до 0,00036 мм у пояса, граничащего с эпифизом, - от 0,00034 мм до 0,00012 мм в его диафизарной части.

Максимум продольных перемещений стержня относительно кости при ее установке с размерным натягом накапливается в области дистального окончания стержня. В результате даже при нормальной нагрузке относительное перемещение дистального конца стержня и кости может достигать 0, 12 мм, а при нагрузках 2G, 3G и более эта величина, соответственно, удваивается и утраивается. Очевидно, что при периодической функциональной нагрузке, воздействующей на ЭТС при ходьбе человека, жесткий стержень, перемещаясь относительно кости, начинает работать своим дистальным концом наподобие "рашпиля". Со временем область разрушающего кость действия "рашпиля" распространяется в проксимальном направлении. Фактор "рашпиля" в сочетании с утратой костью своих естественных функций вследствие жесткого "шунтирования" сплошным металлическим стержнем приводят к тому, что ножка ЭТС не может длительное время сохранять неразъемное сочленение с размерным натягом в сборке кость - эндопротез.

Новое направление конструирования ножек ЭТС связано с разработкой изоэластичных конструкций, учитывающих реальное распределение прочностных и деформационных характеристик сопряженных с имплантантом участков кости и по возможности не вносящих изменений в естественный механизм восприятия костью функциональных нагрузок.

Предпосылкой для создания изоэластичных ножек ЭТС послужили исследования условий, при которых может быть обеспечена устойчивая пространственная и временная стабильность сборки кость - эндопротез.

Так, в [3], [4] показано, что при изготовлении ножек из биосовместимых титановых материалов для достижения стабильной регенерации остеогенной костной ткани на поверхности раздела кость - имплантант должно быть обеспечено отсутствие локальных перегрузок и микросдвигов по поверхности сочленения, особенно в периоды послеоперационной реабилитации.

Согласно [5] при величине относительных деформаций на межфазной границе сочленения свыше 0,03 мм подавляется прорастание высокопрочной остеогенной ткани в неровности имплантанта, что приводит к образованию в таких областях непрочной фиброзной ткани или ложного сустава. При микроподвижности менее 0, 03 мм и отсутствии локальных перегрузок в сборках кость - эндопротез из титанового материала генерируются плотные врастания костной ткани в поверхность имплантанта. Высокопрочная ненапряженная фиксация имплантанта обеспечивается возникновением устойчивой химической связи остеогенной ткани с окисным слоем титана.

Известна ножка ЭТС с изменяющимися характеристиками упругости продольного стержня [6]. Конструкция этой ножки содержит опорный элемент с центральной распоркой в форме тонкого продольного стержня и дополнительными более короткими распорками. На опорном элементе смонтирован массив стержня, состоящий из набора чередующихся дисков, имеющих различную конструкционную упругость, например сплошных металлических дисков и дисков из материала с сетчатой структурой. Для фиксации набора дисков дистальный конец стержня выполнен в виде металлического колпачка, который скреплен с центральной распоркой резьбовым соединением.

Известная конструкция позволяет в определенной мере варьировать жесткость ножки в осевом направлении, что улучшает условия сохранения анатомо-биологического и биомеханического равновесия сборки кость - эндопротез.

Недостатком конструкции является ограниченная возможность варьирования жесткости опорного элемента ножки и конструкционная громоздкость массива стержня. Кроме того, симметричная форма поперечных сечений снижает аксиальную и нутационную устойчивость ножки и может вызвать ротацию ножки.

В качестве прототипа предлагаемого изобретения модели принята ножка ЭТС [7], содержащая выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой наклонную опорную площадку, имеющую оптимизированную форму установочной поверхности, и продольный стержень с прямой латеральной и фигурно изогнутой медиальной стенками. Дистальный конец стержня имеет коническую форму, а проксимальный - клиновидную с плоскими передней и задней стенками и полукруглым завершением со стороны латеральной стенки. В крайне проксимальной части стержня у опорной площадки сужающаяся часть клина, расположенная со стороны медиальной стенки, срезана в форме плоской грани. Дистальнее срез округляется, и по мере уменьшения поверхности клина при изгибе медиальной стенки сечение стержня приобретает овальную, а затем круглую форму.

Достоинством устройства-прототипа является оптимизация формы и размеров несущих элементов ножки. Принятые углы наклона посадочного конуса (не менее 145^o) и плоскости опорной площадки (не менее 65^o) по отношению к продольной оси стержня в сочетании с максимизацией установочной поверхности опорной площадки обеспечивают существенное уменьшение роли стержня в передаче нагрузки на кость и сохранение за ним преимущественно функций ротационной и нутационной стабилизации. Это достигается тем, что векторы функциональных нагрузок (1-3)G, направление которых обусловлено действием мышечных сил, не выходят за пределы опорной площадки, которая тем самым воспринимает на себя превалирующую часть нагрузки. Несимметричная форма сечения стержня позволяет исключить ротационные и нутационные перемещения под действием нагрузки, а также увеличить контактную поверхность передачи аксиальной нагрузки со стержня на кость и предотвратить возможность локальной перегрузки отдельных участков в экстремальных условиях.

Недостатком устройства-прототипа является отсутствие изоэластичности стержня, ввиду чего сохраняется возможность асептического расшатывания ножки. Кроме того, при заявленном соотношении углов наклона посадочного конуса и опорной площадки векторы функциональных нагрузок 4G и более выходят за пределы опорной площадки. Возникающие при этом опрокидывающие моменты сил создают аварийную ситуацию, при которой может произойти вывих головки из ацетабулярной части эндопротеза.

Задачей изобретения является разработка конструкции изоэластичной ножки эндопротеза тазобедренного сустава, обеспечивающей функционирование сборки кость - эндопротез в условиях сохранения естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости.

Для решения поставленной задачи в качестве основы выбрана конструкция ножки-прототипа с уточненным соотношением углов наклона посадочного конуса и опорной площадки. Это позволяет снять со стержня его основную дестабилизирующую функцию передачи функциональных нагрузок на кость. Клиновидная форма проксимального участка стержня обеспечивает его аксиальную, ротационную и нутационную стабилизацию и позволяет существенно повысить изгибную жесткость стержня к действию опрокидывающих моментов сил.

Изоэластичность ножки достигается введением в стержень упругоэластичных дугообразно изогнутых пластин, чувствительных к аксиальной нагрузке, что позволяет скомпенсировать различие значений продольной деформации кости и жестких участков стержня, сочлененных с костью высокопрочным ненапряженным соединением.

Расположение выпуклости пластин согласуется с формой естественного S-образного изгиба бедренной кости.

Выбор соотношения продольных размеров последовательно расположенных укороченных участков стержня, подбор параметров упругоэластичных пластин, а также придание проксимальному участку стержня свойств гофрированного элемента позволяют достичь микроподвижности жестких участков стержня относительно сопряженной кости не свыше 0,03 мм и тем самым предотвратить возникновение эффекта "рашпиля".

Сокращение длины жестких участков стержня и их фиксация в костно-мозговом канале кости без размерного натяга исключают возможность "шунтирования" стержнем кости, сохраняя тем самым естественные условия ее функционирования.

Сущность изобретения заключается в том, что в ножку эндопротеза тазобедренного сустава, содержащую выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой расширенную книзу наклонную опорную площадку и продольный стержень, дистальный конец которого выполнен коническим, а проксимальный конец имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукруглым завершением со стороны прямой латеральной стенки и округленным срезом сужающейся части клина со стороны фигурно изогнутой медиальной стенки, между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, выполненных в виде дугообразно изогнутых пластин, выпуклости которых расположены у верхней пластины вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки, а у нижней - противоположно выпуклости верхней пластины или со стороны латеральной стенки стержня при расположении пластины поперек плоскости фронтального сечения ножки, между пластинами расположен промежуточный участок стержня, боковая поверхность которого образована отрезками прямых, сопрягающих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, а на опорной площадке выполнены отверстия, расположенные, преимущественно, по линии ее наибольшего поперечного размера с двух сторон стержня между его передней и задней стенками и соответствующими краями опорной площадки.

При этом каждая пластина снабжена по меньшей мере одной сквозной дугообразной прорезью, открытой с торцов пластины.

Кроме того, на проксимальном участке стержня выполнены поперечные сквозные прорези, разомкнутые поочередно сначала со стороны медиальной, а затем со стороны латеральной стенки, а на каждом участке, ограниченном парой встречно направленных прорезей, выполнена по меньшей мере одна сквозная прорезь с равноотстоящими от латеральной и медиальной стенок краями.

Сущность изобретения поясняется чертежами, на которых представлены: фиг. 1 - графики расчетной зависимости продольной деформации бедренной кости и сплошного металлического стержня под действием нагрузки 1G; фиг. 2 - ножка эндопротеза, вид спереди; фиг. 3 - ножка эндопротеза, вид со стороны медиальной стенки; фиг. 4 - поперечные сечения ножки в осевом направлении стержня; фиг. 5 - проксимальный участок стержня;
фиг. 6, 7 - графики расчетной зависимости продольных перемещений характерных точек "А" и "Б" стержня под действием нагрузки 1G;
фиг. 8 - графики расчетной зависимости продольной деформации ножек различного исполнения под действием нагрузки 1G.

Согласно фиг. 2 - 4 ножка ЭТС содержит выполненные за одно целое шейку 1 с посадочным конусом 2 для головки эндопротеза (не показана), наклонную опорную площадку 3 и продольный стержень 4, составленный из пяти последовательно расположенных укороченных участков 5 - 9.

Опорная площадка 3 (вид А-А на фиг. 4) имеет овальную форму, образованную плавно сопряженными полуокружностями диаметрами D₁ и D₂ при их соотношении D₁/D₂ = (0,7 - 0,85). Плоскость опорной площадки 3 расположена под углом в пределах α = (65^o - 67^o30') к продольной оси стержня 4. Ось посадочного конуса 2 пересекает опорную площадку 3 в точке местоположения центра O₂ полуокружности большего диаметра D₂ и расположена под углом β = (145^o - 155^o30') к продольной оси стержня 4. В области наибольшего поперечного размера (диаметр D₂) опорной площадки 3 выполнены два отверстия 10, 11, которые расположены посередине между передней и задней стенками 12, 13 стержня и соответствующими диаметрально противоположными краями опорной площадки 3.

Проксимальный, промежуточный и дистальный участки 5, 7 и 9 стержня 4 (жесткие укороченные участки), предназначенные для образования прочного ненапряженного сочленения с костью, сопряжены по форме своих боковых поверхностей. При этом продолжающиеся прямые отрезки латеральных стенок участков 5, 7, 9 формируют прямую латеральную стенку 14 стержня. Наклонная образующая медиальной стенки 15 промежуточного участка 7 расположена на прямой, соединяющей фигурно изогнутый отрезок проксимального участка стенки 15 с ее прямым наклонным отрезком, на дистальном участке 9 стержня.

Проксимальный участок 5 стержня имеет несимметричное сечение (вид А-А, сечение Б-Б на фиг.4) с прямыми передней и задней стенками 12 и 13, образующими плоскости сужающегося в сторону медиальной стенки 15 клина. Со стороны латеральной стенки 14 прямые 12, 13 замыкаются полуокружностью диаметром d, который равномерно уменьшается в дистальном направлении, определяя коническую форму латеральной стенки 14. Сужающаяся часть клина завершается прямым скосом, который постепенно округляется в дистальном направлении. Ширина а скоса клина неизменна на протяжении всего участка 5.

Сечение участка 7 (сечение В-В на фиг.4) является промежуточным по форме между сечением клиновидного проксимального участка 5 и круглым сечением конического дистального участка 9 (сечение Г-Г на фиг.4).

На протяжении проксимального участка 5 стержня выполнены поперечные сквозные прорези 16, разомкнутые края которых выходят поочередно сначала на медиальную стенку 15, а затем на латеральную стенку 14, как показано на фиг. 5. Кроме этого, на участках, ограниченных парой встречно направленных прорезей 16, выполнены дополнительные сквозные прорези 17, не выходящие на латеральную и медиальную стенки 14, 15 и равноотстоящие от них.

Дистальный участок 9 стержня снабжен цилиндрическим отверстием 18 и продольными прорезями 19, расположенными на передней и задней стенках.

Участки 6 и 8, расположенные между проксимальным и дистальным участками 5 и 9 стержня и разделенные промежуточным участком 7 стержня, представляют собой упругоэластичные элементы, чувствительные к аксиальной нагрузке. Участки 6, 8 выполнены в виде дугообразно изогнутых пластин. Выпуклость верхней пластины 6 в обоих вариантах исполнения стержня (позиции а) и б) на фиг.2, 3) расположена вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки. Выпуклость нижней пластины 8 в первом варианте исполнения а) расположена назад относительно указанной плоскости, т.е. противоположно выпуклости пластины 6. Во втором варианте исполнения стержня б) пластина 8 расположена поперек плоскости фронтального сечения стержня выпуклостью в сторону латеральной стенки 14 стержня. По ширине b пластины 6, 8 сужаются по мере сужения сечений соответствующих выше- и нижеприлегающих участков стержня. Срезы (торцы) пластины 6 расположены с отступом на 1-2 мм от латеральной и медиальной стенок участков 5, 7 стержня, а срезы пластины 8 - с аналогичным отступом от соответствующих стенок участков 7, 9 в зависимости от варианта исполнения стержня. Высота прогиба δ₁, δ₂ пластин 6, 8 соответственно составляет 2,2-4 мм при толщине пластин h₁, h₂ в пределах 2,6-5 мм. Каждая из пластин 6, 8 может быть дополнительно снабжена, от одной (n₁, n₂ = 1) до трех (n₁, n₂ = 3) сквозных дугообразных прорезей 20, разомкнутых с торцов пластин.

Продольные размеры l₁,..,l₅ последовательно расположенных участков 5,... , 9 стержня в единицах длины l укрупненного пояса, равного 1/18 длины L стержня, удовлетворяют соотношениям: l₁ = (5-6)·l; l₂ = (4-5)·l; l₃ = (1-2)·l; l₄ = (4-5)·l; l₅ = (2-3)·l; (l₁+l₃+l₅) = 1/2·L.

Последнее соотношение выбрано из условия оптимизации площади контактной поверхности стержня с костью, необходимой для его стабильной фиксации.

При длине стержня L = 18 см, принятой в практике эндопротезирования тазобедренных суставов, длина l укрупненного пояса равна 1 см, что соответствует исходным данным о продольной деформации кольцевых сечений бедренной кости, на основе которых была рассчитана зависимость продольной деформации бедренной кости фиг.1.

Для установки эндопротеза в межвертельной области бедренной кости формируют ложе под посадочную поверхность опорной площадки 3 ножки. Для этого производят резекцию шейки бедренной кости под углом 65^o - 67^o30' к оси костно-мозгового канала, сохраняя наиболее прочный участок шейки в области дуги Адамса и сохраняя малый вертел. Затем просверливают костно-мозговой канал на длину L коническим сверлом по форме латеральной стенки 14 стержня, после чего относительно полученной базы обрабатывают костное ложе под проксимальную часть 5 стержня. При этом для исключения размерного натяга при установке ножки в костно-мозговой канал обеспечивают следующие допуски на величину зазоров между поверхностью ножки и стенками кости: между опорной площадкой 3 и ложем - до 0,1 мм; между проксимальным участком 5 и ложем - 0,2 - 0,25 мм; между промежуточным участком 7 и ложем - до 0,1 - 0,15 мм; между дистальным участком 9 и ложем - до 0,1 мм.

Вводят ножку в подготовленное отверстие, после чего фиксируют опорную площадку 3 на срезе шейки кости путем установки в отверстия 10, 11 двух крепящих шурупов длиной 20 мм. Указанная фиксация опорной площадки 3 обеспечивает устойчивое пространственное положение стержня 4 в костно-мозговом канале без микроподвижности в период послеоперационной реабилитации.

В дальнейшем прорастающая костная ткань заполняет зазоры между установочными поверхностями участков 5, 7, 9 стержня и костным ложем, а также проникает в поверхностные неровности имплантанта, образуя химическое соединение с окисной пленкой титана, благодаря чему обеспечивается высокопрочная неподвижная и ненапряженная фиксация имплантанта.

Достижение предлагаемой конструкцией ножки условий функционирования сборки эндопротез - кость, обеспечивающих сохранение естественных биофизических и биомеханических процессов жизнедеятельности кости определяется следующим.

Выбранные углы наклона посадочного конуса 2 и опорной площадки 3 позволяют направить вектор функциональной нагрузки 1G, под действием мышечных сил нормально к посадочной поверхности опорной площадки 3 с точкой O₂ его приложения в области наибольшего поперечного размера площадки 3. Векторы с увеличенными значениями функциональных нагрузок (2G-4G) проходят при этом через нижний край опорной площадки 3, что исключает возможность возникновения опрокидывающих моментов. Передача через опорную площадку 3 основной доли функциональной нагрузки осуществляется в режимах, характерных для естественного функционирования бедренной кости, а именно: передача напряжения сжатия - по дуге Адамса и нижнему наиболее прочному краю шейки или (в зависимости от величины функциональной нагрузки) передача напряжения сжатия-растяжения - через срез бедренной кости со стороны большого вертела.

Таким образом, превалирующую долю функциональных нагрузок воспринимает опорная площадка и сохраненная при резекции под выбранным углом α часть шейки бедренной кости, а стержень выполняет, преимущественно, функцию аксиальной, ротационной и нутационной стабилизации ножки эндопротеза.

Конусообразная форма латеральной стенки стержня 4 в совокупности с клиновидной формой проксимального участка 5 позволяют в аварийных ситуациях распределить передачу нагрузки по всему периметру контактной поверхности стержня, что исключает локальную перегрузку кости. Кроме того, форма проксимального участка 5 существенно увеличивает изгибную жесткость стержня.

Введение в конструкцию ножки упругоэластичных пластин 6, 8, чувствительных к аксиальной нагрузке и обладающих прогибом в осевом направлении стержня, позволяет скомпенсировать продольные перемещения жестких укороченных участков 5, 7, 9 стержня относительно эластичной кости и обеспечить неподвижность сборки кость - эндопротез.

При этом расположение выпуклостей пластин 6, 8 по форме S-образного изгиба бедренной кости позволяет сохранить ее эластичность при естественных изгибах и кручении и в то же время увеличить жесткость к изгибам во фронтальной плоскости.

В случаях ослабленной кости для придания повышенной эластичности ножке используют стержень по варианту б) расположения нижней пластины 8. Это позволяет скомпенсировать уменьшение поперечной жесткости кости.

Изоэластичность ножки эндопротеза достигается таким подбором ее параметров, при котором величины продольного перемещения характерных точек "А" и "Б", расположенных в местах сопряжения пластины 6 с проксимальным участком 5 и пластины 8 с промежуточным участком 7 стержня, совпадают или близки по значениям величинам продольной деформации сопряженных поясов бедренной кости.

Варьирование толщины, высоты прогиба и количества дугообразных прорезей 20 пластин 6, 8 позволяет регулировать чувствительность пластин к аксиальной нагрузке. При этом пластины, сжимаясь, не должны касаться стенок костно-мозгового канала и, кроме того, должны обладать достаточной жесткостью на поперечный изгиб и кручение при естественных изгибах кости. Эти условия определяют выбор указанных параметров пластин в пределах: h₁, h₂ = 2,5-5 мм, δ₁, δ₂ = 2,2-4 мм, n₁, n₂ = 1-3. Возможность корректного подбора величин продольного перемещения Δl_A, Δl_Б характерных точек "А" и "Б" в диапазоне изменения продольной деформации бедренной кости (фиг.1), иллюстрируется графиками расчетных зависимостей Δl_A=f(h) и Δl_Б=f(h) фиг.6 и фиг.7, соответственно. Расчеты зависимости Δl_A=f(h) (фиг.6) для пластины 6 выполнялись при постоянных высоте дуги прогиба δ₁ = 3,6 мм, ширине пластины на уровне выпуклости b₁ = 13,5 мм при изменении толщины h₁ от 2,5 до 4,9 мм с шагом 0,1 мм. Обозначение графиков зависимостей сплошной пластины и пластин с одной - тремя прорезями 20 (n₁ = 1,...,3) приведено на фиг.6. Расчет зависимости Δl_Б= f(h) (фиг.7) был выполнен при следующих параметрах пластины 8: δ₂ = 2,3 мм, b₂ = 10,0 мм, h₂ = 2,5-4,9 мм, n₂ = 1,...,3.

На основе зависимостей фиг.6, 7 можно изменять деформационную характеристику стержня, задавая требуемые значения перемещения характерных точек "А" и "Б", местоположение которых определяется соответствующим номером укрупненного пояса и зависит от соотношения продольных размеров l₁,...,l₅ жестких и упругоэластичных участков стержня 4.

Примеры I - V возможного выполнения стержней при различных соотношениях продольных размеров l₁,...,l₅ участков 5 - 9 и различных параметрах пластин 6, 8 приведены в таблице.

На фиг.8 представлены графики расчетных зависимостей продольной деформации Δl стержней I - V при нагрузке 1G в сопоставлении с зависимостями бедренной кости и сплошного металлического стержня. По оси абсцисс отложены порядковые номера укрупненных поясов, начиная от опорной площадки стержня, а по оси ординат - величины продольной деформации Δl.
Сопоставление зависимостей (фиг.8) показывает, что в отличие от сплошного металлического стержня все ножки предлагаемой конструкции имеют нелинейную характеристику продольной деформации.

Величина микросдвига характерной точки "Б" относительно сопряженного пояса кости (порядковые номера 9, 11 и 12) не превышает 0,01 мм у любого из приведенных примеров исполнения ножки.

Различие величин деформации ножки и кости наиболее существенно на проксимальном участке 5 и возрастает по мере его удлинения. У ножки I при длине l₁ равной шести укрупненным поясам, величина микросдвига характерной точки "А" достигает 0,03 мм. При l₁ = 3 (IV-й пример) это различие уменьшается до 0,001 мм. Однако такое укорочение проксимального участка стержня нецелесообразно ввиду снижения устойчивости стержня при существенном сокращении контактной поверхности с костью. Кроме этого, снижается изгибная жесткость ножки.

Наилучшее согласование с характеристикой бедренной кости имеет ножка по примеру V с достаточно протяженным проксимальным участком 5 (l₁ = 6), который снабжен поперечными прорезями 16 и 17, укороченным промежуточным участком 7 (l₃ = 1) и средним размером дистального участка 9 (l₅ = 2). В соответствии с фиг.5 на проксимальном участке стержня V-го примера выполнено по три прорези 16, разомкнутых на латеральную стенку 14 и медиальную стенку 15 стержня, и по одной прорези 17 на каждом участке, ограниченном парой встречно направленных прорезей 16. Как показано в [8], преобразуемый прорезями проксимальный участок 5 стержня становится гофрированным упругоэластичным элементом, аксиальные прогибы которого под действием функциональной нагрузки могут быть доведены до значений, соизмеримых с величинами продольной деформации сопряженных поясов кости. При этом конструктивные особенности сплошного проксимального участка, определяющие устойчивость и изгибную жесткость ножки, сохраняются и при его выполнении с прорезями.

Приведенные примеры показывают, что ножки ЭТС предлагаемой конструкции действительно могут работать согласно с сопряженным костным материалом. Благодаря этому из сборки выносится эффект "рашпиля". Последовательное введение в стержень упругоэластичных участков позволяет разорвать характерную для сплошных стержней жесткую связь между опорной площадкой и дистальным окончанием ножки и распределить по длине стержня укороченные зоны контактных поверхностей имплантанта и кости. При этом стабильное положение ножки в кости достигается без размерного натяга, и тем самым устраняется возможность возникновения жесткого "шунтирования", которое нарушает естественный механизм функционирования кости.

Промышленная применимость изобретения определяется тем, что предлагаемая ножка эндопротеза может быть изготовлена в соответствии с приведенными чертежами и описанием из обычно используемых в практике эндопротезирования титановых сплавов (например, марки ВТ-6) путем механической и электроэрозионной обработки монолитной заготовки по традиционной технологии и использована по своему прямому назначению.

Список литературы
1. Авторское свидетельство СССР N 1584938, A 61 F 2/32, 15.08.90.

2. Заявка Франции N 2619704, A 61 F 2/30, 02.12.87.

3. Вильямс Д.Ф., Роуф Р. Имплантанты и хирургии. - М.: Медицина, 1978.

4. Reddy A.H. Implantant-stimulated interface reaction during collagen's bonematrix induced formation. -J. Biomed. Mater. Res. - 1985 -vol. 19, N 3. -p. 233-239.

5. Pillar P.M. Porous-surfaced metallic implants for orthopedic application. - J. Biomed. Mater. Res. - 1987, vol. 21, N A1, p. 1-33.

6. Заявка Франции N 2656578, A 61 F 2/30, 05.07.91.

7. РФ, свидетельство на полезную модель N 1961, A 61 F 2/32, 16.04.96.

8. Патент РФ N 2082357, A 61 F 2/32, 07.06.97.

Формула изобретения

1. Ножка эндопротеза тазобедренного сустава, содержащая выполненные за одно целое шейку с наклонным посадочным конусом для головки эндопротеза, сопряженную с шейкой расширенную книзу наклонную опорную площадку и продольный стержень, дистальный конец которого выполнен коническим, а проксимальный конец имеет клиновидную форму с плоскими передней и задней стенками, полукруглым завершением со стороны прямой латеральной стенки и округленным срезом сужающейся части клина со стороны фигурно изогнутой медиальной стенки, отличающаяся тем, что между проксимальным и дистальным участками стержня введены два упругоэластичных элемента, выполненных в виде дугообразно изогнутых пластин, выпуклости которых расположены у верхней пластины вперед относительно плоскости фронтального сечения ножки, а у нижней - противоположно выпуклости верхней пластины или со стороны латеральной стенки при расположении пластины поперек плоскости фронтального сечения ножки, между пластинами расположен промежуточный участок стержня, боковая поверхность которого образована отрезками прямых, сопрягающих соответствующие стенки проксимального и дистального участков стержня, а на опорной площадке выполнены отверстия, расположенные преимущественно по линии ее наибольшего поперечного размера с двух сторон стержня между его передней и задней стенками и соответствующими краями опорной площадки.

2. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что каждая пластина снабжена по меньшей мере одной сквозной дугообразной прорезью по форме изгиба пластины.

3. Ножка по п.1, отличающаяся тем, что на проксимальном участке стержня выполнены поперечные сквозные прорези, разомкнутые края которых расположены поочередно сначала со стороны медиальной, а затем со стороны латеральной стенки, а на каждом участке стержня, ограниченном парой встречно направленных прорезей, выполнена по меньшей мере одна сквозная прорезь с равноотстоящими от латеральной и медиальной стенок краями.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4, Рисунок 5, Рисунок 6, Рисунок 7, Рисунок 8, Рисунок 9