CH651465A5

CH651465A5 - Composant femoral pour une prothese d'articulation de la hanche.

Info

Publication number: CH651465A5
Application number: CH2161/82A
Authority: CH
Inventors: Albert H Burstein; Donald L Bartel
Original assignee: New York Society
Priority date: 1981-04-07
Filing date: 1982-04-07
Publication date: 1985-09-30
Also published as: IE820611L; IT8248165A0; GB2096003A; FI78827C; GB2096003B; BE892750A; FR2502938A1; PT74723B; PH21491A; AU557530B2; ES264411Y; JPS581443A; CA1171604A; DK153287C; DK153287B; SE8202186L; NO821096L; IE52673B1; IT1148915B; FI821142A0

Description

Cette invention concerne un composant fémoral d'une prothèse d'articulation de la hanche ayant une tige de fixation fémorale améliorée.

La calotte sphérique fémorale d'une prothèse complète d'une articulation de la hanche est fixée au fémur par une tige de fixation qui est reçue dans la cavité médullaire du fémur et maintenue en place par un ciment. Pendant une période de plusieurs années, le fémur et, évidemment, la tige de fixation sont soumis à plusieurs dizaines de milliers de cycles de charges consistant essentiellement en des charges de compression et de flexion. La réduction de la charge pendant un tel chargement cyclique de tout organe structurel est un objectif de grande priorité dans la conception d'un tel organe. En général, les contraintes se produisant pendant ces cycles de charges sont plus grandes dans le tiers du milieu de la tige. Là, la tension due à la flexion est plus grande.

On pourrait croire que le problème de la réduction des contraintes pourrait être facilement résolu en réalisant une tige capable de porter une charge plus grande avec moins de flexion en se fondant sur le choix de matériaux utilisés pour la tige, ainsi que sur la dimension et la géométrie. Cette approche, cependant, est sans succès. Lorsque la tige de fixation fémorale est en place dans la cavité médullaire du fémur et la structure composite de l'os, du ciment et que la tige est intacte, une plus grande rigidité de la tige par rapport à l'os charge la tige plus lourdement, déchargeant l'os. Etant donné que l'os se remodèle en fonction de la charge qui lui est appliquée, la réduction de la charge sur l'os se traduit par une diminution de la quantité d'os dans la structure composite. Sans considérer le fait que la détérioration de l'os n'est pas souhaitée, un cercle vicieux important existe. La diminution de la quantité d'os qui résulte de la décharge diminuée sur l'os diminue également la rigidité permise par l'os. Cela augmente la rigidité relative de la tige choisie par rapport à l'os diminué. Cela, à son tour, réduit encore la charge sur l'os. Par conséquent, l'approche apparente de réduire la contrainte se traduit en une détérioration accélérée de la structure composite de l'os, du ciment et de la tige qui immobilise la sphère de la prothèse d'articulation de la hanche sur la jambe supérieure.

La présente invention a pour but de fournir un composant fémoral d'une prothèse d'une articulation de la hanche qui diminue les contraintes de la tige. La tige remplit trois conditions ou critères de conception pour réduire au minimum les contraintes exercées sur la tige et maximise les contraintes sur l'os. En premier lieu, les contraintes dans la tige sont minimisées lorsque la tige fait partie de la structure composite de l'os intact, du ciment et de la tige. En second lieu, les contraintes dans la tige sont minimisées lorsque le support proximal est réduit ou perdu et que la tige doit porter seule la majeure partie ou toute la charge. En troisième lieu, la diminution des contraintes dans l'os résultant de la présence de la tige est minimisée.

Les deux premières conditions qui viennent d'être décrites rivalisent entre elles. Dans le premier cas, lorsque la structure composite est intacte, étant donné que la charge sur la structure est partagée parmi les composants en fonction de la rigidité relative des composants, la tige avec la plus petite section sera le plus légèrement chargée en vertu de sa plus grande flexibilité et aura, par conséquent, la plus petite contrainte. Pour la seconde condition, où la tige seule supporte la charge, la tige qui est de section plus grande aura la plus petite contrainte.

Pour satisfaire à ces buts, le composant fémoral selon l'invention est défini par la revendication 1.

En modifiant la forme de la section de la tige de fixation, une tige a été conçue avec une faible flexibilité contrôlée relative à l'os environnant de telle sorte qu'on obtient une réduction des contraintes dans cette région de la tige où la tension due à la flexion est la plus grande. Dans la longueur de tige la plus sujette aux contraintes, une section arrondie tronquée par un côté latéral aplati donne une dimension de section sensiblement augmentée où les charges de ployage ou de flexion sont généralement les plus grandes lorsque la tige seule porte la charge. Pour la structure composite intacte,

d'autre part, la dimension plus grande permise par le côté latéral tronqué situe la portion de tige la plus épaisse plus près de l'axe neutre de flexion, où les contraintes résultant des moments de flexion sont les plus petites. Cela permet à l'os du côté latéral du fémur de porter les plus grandes contraintes en vertu de la tension augmentée à cet endroit, où l'os est le plus éloigné de l'axe neutre de flexion.

En résumé donc, le composant fémoral selon l'invention satisfait aux trois critères de conception décrits ci-dessus. Elle minimise les contraintes de la tige lorsque la structure composite est intacte. Elle minimise les contraintes de la tige lorsque le support proximal a été perdu et que la tige seule porte la charge depuis l'articulation jusqu'au point de support restant. Elle minimise la diminution des contraintes de l'os lorsque la structure composite est intacte.

Dans la portion de la tige la plus sujette à des contraintes répétées provenant de chargements cycliques, la flexion de la tige est arrondie autour d'une grande partie de la périphérie de la section. La forme de la section peut être une ellipse tronquée qui remplit la cavité médullaire dans les directions antérieure-postérieure et médiane et possède un plat qui tronque l'ellipse sur le côté latéral. La section elliptique se rapproche le plus de la forme de la section de la qualité médullaire. Cependant, une forme de flexion fondée sur une géométrie circulaire est préférée en vertu de ses avantages pour la fabrication et l'implantation.

Pour un positionnement correct de la tige dans la cavité, une surface inclinée à l'extrémité de la tige dirige la tige vers le côté médian de la cavité m.édullaire au fur et à mesure que la tige est introduite au travers du ciment qui remplit la cavité. Vers le haut, un collier termine la partie de la tige qui doit résider dans la cavité. Ce collier s'asseoit ordinairement sur l'extrémité supérieure du fémur.

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Evidemment, une section intermédiaire s'étend vers le haut à partir du collier et se termine dans la sphère de l'articulation à calotte sphérique de l'ensemble de la prothèse de la hanche.

La flexibilité de la partie tige de la prothèse est réduite au minimum d'après les trois critères de conception cités ci-dessus. Le matériau préféré de la tige est Ti-6 Al-4 V (alliage de titane avec 6% d'aluminium et 4% de vanadium). Les dimensions et par conséquent la flexibilité de la tige sont choisies de telle sorte que cxb composite, la contrainte dans l'os du fémur à proximité de la tige inférieure la tige étant cimentée en place, est supérieure ou égale à environ 0,7 ctb seule, la contrainte dans l'os du fémur en l'absence de la tige et du ciment, et sous la même charge. En même temps, ctp seul, la contrainte dans la tige de fixation du fémur de la prothèse, sans support du ciment et de l'os environnants, est inférieure à Spf, la contrainte suffisante pour qu'il en résulte une fraction de la tige. Contribue à ces caractéritiques améliorées de la tige en question du mode préférentiel de réalisation la position du plat qui tronque le côté latéral de la section autrement circulaire. Le plat est éloigné du centre de la partie circulaire de la section d'une distance h. La distance h est supérieure ou égale à 0,5 rP approximativement et inférieure à 0,7 rP approximativement, où rP est le rayon de la partie circulaire de la section. Dans un mode préférentiel de réalisation spécifique, h est égal à 0,65 rP approximativement.

Les caractéristiques et avantages de l'invention énoncés ci-dessus seront mieux compris en référence à la description détaillée suivante d'un mode préférentiel de réalisation, considéré conjointement avec les dessins d'accompagnement.

Dans les dessins:

la fig. 1 est une vue de face en élévation du mode de réalisation tel qu'il est implanté,

la fig. 2 est une vue en coupe le long de la ligne 2-2 de la fig. 1 et illustre la section tronquée de la tige à son extrémité inférieure,

la fig. 3 est une vue en coupe le long de la ligne 3-3 de la fig. 1 et illustre la section tronquée de la tige dans la partie supérieure élargie de la tige,

la fig. 4a est une représentation graphique de R, le rapport de contrainte dans l'os dans la structure composite sur la contrainte dans l'os seul, par rapport à h, le rapport de décalage du plat sur le rayon de la section de la tige,

la fig. 4b est une représentation graphique de la contrainte dans la tige de prothèse seule, par rapport à h,

la fig. 4c est une représentation graphique de la contrainte dans la tige de prothèse dans la structure composite intacte, par rapport à

h,

la fig. 5a est une représentation graphique semblable à celle de la fig. 4a, mais pour une tige de prothèse qui possède une section plus grande par rapport à la cavité médullaire,

la fig. 5b est une représentation graphique semblable à la fig. 4b pour la tige de prothèse plus grande,

la fig. 5c est une représentation graphique semblable à la fig. 4c, mais pour la tige de prothèse plus grande.

La prothèse 10 comprend un organe ou assemblage de cavités articulaires qui n'est illustrée que schématiquement parce que ses détails ne font pas partie de la présente invention. Il suffit de dire que l'organe de cavité articulaire 11 peut être formé selon des pratiques connues dans l'art.

L'organe fémoral 12, qui fournit la sphère 14 de la prothèse de l'articulation de la hanche, est fixé au fémur 15 par un ciment 16 remplissant la cavité médullaire 18 et maintenant en place une tige de fixation fémorale 20 en la fixant dans la cavité médullaire. Un collier 21 définit l'extrémité supérieure de la tige 20 et réside dans l'extrémité supérieure du fémur et la cavité médullaire pour positionner la tige 20 à la profondeur désirée dans la cavité remplie de ciment. Une section intermédiaire 22 de l'organe fémoral 12 s'étend vers les parties supérieure et médiane depuis le collier pour positionner la sphère 14 par rapport au fémur 15 et fixer la sphère sur la tige 20.

A la pointe 24 de la tige 20 se trouve une surface 25 qui est inclinée vers le bas et au centre et contribue à guider la pointe 24 vers le côté médian de la cavité 18 au fur et à mesure que la tige 20 est introduite au travers du ciment 16 qui doit encore durcir. La tendance de la tige 20 est alors de se positionner, pendant l'introduction, le plus près du côté médian de la cavité, comme cela est désiré.

La section de la tige 20 à tous les endroits sur sa longueur entre les lignes de coupe 2-2 et 3-3 est circulaire autour de la majeure partie de sa périphérie 27 et tronquée par un plat 28. La tige devient progressivement plus fine en se déplaçant vers le bas depuis la ligne de coupe 3-3. Juste au-dessus de l'endroit de la ligne de coupe 3-3, la tige devient essentiellement ronde, à l'exception des plats antérieur et postérieur 29. Les plats 29 s'étendent sur une distance plus ou moins grande sur la longueur de la tige et améliorent la fixation, empêchant la rotation autour de l'axe fémoral.

Dans la fig. 1, l'axe neutre de la flexion de la structure composite (l'os intact, le ciment durci et la tige) a été tracé sous la forme de la ligne n; l'axe n est situé près de l'axe central x de la structure composite. Plusieurs paramètres de la construction faisant l'objet de la section suivante de cette demande sont illustrées dans la fig. 3 : le rayon ro du fémur qui a une section donnée; le rayon rm de la cavité médullaire; le rayon rP de la partie arquée de la section de la tige; la distance de décalage h depuis le plat 28 jusqu'au centre du cercle qui forme la portion arquée de la périphérie de la section.

Les paramètres de section à déterminer pour une géométrie d'os donnée sont rP et h. L'objet pour obtenir la meilleure forme de prothèse est de choisir, pour chaque diamètre d'os, les valeurs de rP et h qui satisfont le mieux aux trois critères de construction, c'est-à-dire la contrainte minimale de la tige dans la structure composite intacte, contrainte minimale dans la tige avec absence de support proximal, et diminution minimale des contraintes dans l'os lorsque la structure composite est intacte.

Les contraintes dues à un moment de flexion M appliquées à la structure composite ont été calculés pour le cas où la partie circulaire 27 de la section de la tige de prothèse et les surfaces interne et externe de l'os sont concentriques. Les contraintes de l'étude ont été déterminées, en utilisant la théorie d'une coupe composite, comme suit. Pour la tige faisant partie du composite, la contrainte dans la prothèse comme faisant partie du composite, a>con,pos„„ est égale à:

MEptp

CTpcamposi!c = EBIB+EcIc+EpIp

Pour la tige seule, la contrainte dans la prothèse telle qu'elle supporterait la charge seule, o>est égale à:

MtP

CTPwil — ~~f

*P

Pour l'os faisant partie du composite:

MEßtß

- EbIb+EcIc+Epip

Et pour l'os seul:

. MtB

OB seul y

AB

La position de l'axe neutre de flexion du composite par rapport au centre de la masse de l'os est déterminée par:

- = EpypAp + EçycAç

^ EbAb+EcAç+EpAp

Dans les expressions ci-dessus:

Ib, Ic, Ip sont les moments d'inertie de l'os, du ciment et de la prothèse, respectivement;

Eb, Ec, Ep sont les modules d'élasticité de l'os, du ciment et de la prothèse, respectivement;

Ab, Ac, Ap sont les surfaces respectives de l'os, du ciment et de la prothèse;

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yP et yc sont les positions des centres des masses de la prothèse et du ciment par rapport au centre de la masse de l'os, et tü et tp sont les distances depuis l'axe neutre jusqu'au point de contrainte maximale dans l'os et dans la prothèse, respectivement.

Le problème de la conception à trois critères peut être reformulé sous la forme d'un problème avec un seul objectif et deux contraintes, comme suit:

Minimiser cTpC0mp0S„t soumise à:

Gpscui ^ Spp

<*B composite ^ ■p

> iS-MIN

ffB seul où:

Sff est la résistance à la fatigue de la prothèse, et Rmin est le rapport minimal admissible entre la contrainte de l'os faisant partie du composite et la contrainte de l'os lorsqu'il porte seul la charge.

La valeur de SpF dépend du matériau utilisé et la valeur de Rmin peut être choisie en se fondant sur l'expérience et les jugements cliniques.

Les contraintes des critères de conception, ctp composite, 0p seul, ctb composite et ctb seul, ont été calculées pour une grande gamme de prothèses et de géométries d'os. Le procédé permettant de choisir les paramètres optimaux de construction, rP et h, est ici démontré pour la géométrie de l'os qui représente un grand fémur caractéristique. La structure composite résultante est décrite comme suit:

Géométrie de l'os: r0 = 21,7 mm, rm = 14,2 mm Moment de flexion dans une section critique où la contrainte est la plus grande:

M = 169 x 103 Nmm (1500 en lb)

Modules d'élasticité:

os: Eb = 17,2 x 103 MN/m2 (2,5 x 106 psi)

ciment: Ec = 3,45 x 103 MN/m2 (0,5 x 10® psi)

tige en Ti-6 Al-4 V : Ep = 117 x 103 MN/m2 (17 x 10® psi)

tige en Co-Cr-Mo: EP = 248 x 103 MN/m2 (36 x 10a psi) résistance d'élasticité de la tige en Ti-6 Al-4 V: Sy = 800 MN/m2 (115 000 psi)

résistance à la fatigue de la tige Ti-6 Al-4 V : estimée rester égale à: 0,50 Sy Sp, = 400 MN/m2 (57 600 psi)

En plus de ce qui figure ci-dessus, le rapport admissible minimal:

composite ^B seul doit être choisi. Les valeurs R pour des conceptions existantes ont été déterminées en utilisant les procédés décrits. Il s'est révélé que ces valeurs tombaient constamment dans la plage comprise entre 0,7 et 0,8. Bien que l'os soit moins chargé, aucun problème, en particulier à long terme, n'a été observé jusqu'à ce jour. Par conséquent, ces niveaux de contrainte sont considérés comme étant sûrs et la valeur minimale de R a été choisie pour être égale à:

Rmin = 0,7

Choix de rP

De manière à satisfaire au second critère de conception, une grande tige est nécessaire. La dimension maximale doit permettre l'existence d'une couche de ciment d'une épaisseur suffisante pour obtenir une implantation consistante et un bon transfert de charge de la tige vers l'os. Des analyses de structure montrent que l'épaisseur du ciment devrait être réduite au minimum; par conséquent, des limitations sont fondées sur des considérations chirurgicales. L'épaisseur du ciment est adéquate si le rayon de la prothèse rP n'est pas supérieur à 80% environ du rayon de la cavité rm. Par conséquent, les valeurs suivantes de rP ont été utilisées dans les courbes de conception présentées ici:

rP = 9,94 mm (rP = 0,7 rm, fig. 4)

TP = 11,4 mm (rP = 0,8 rm, fig. 5)

Choix du matériau

Le choix du matériau de la tige s'est effectué entre Ti-6 Al-4 V (graphe T dans les fig. 4 et 5) et Co-Cr-Mo (graphe C dans les fig. 4 et 5). Les contraintes de l'os, ob composite, sont toujours supérieures (R est plus grand dans les fig. 4a et 5a) pour les tiges en Ti-6 Al-4 V. Les contraintes de la tige de la prothèse, or composite, sont toujours inférieures pour les tiges en alliage de titane à celles pour les tiges au chrome de cobalt (voir les fig. 4c et 5c). Par conséquent, le premier et le troisième des critères de conception établis ci-dessus sont mieux satisfaits par les tiges Ti-6 Al-4 V. Le choix du matériau n'affecte pas le second critère de conception, étant donné que erp seul est indépendante du matériau (voir les fig. 4b et 5b).

Choix de h

Il est approprié de déterminer h comme une fraction de rP. Par conséquent, les fig. 4 et 5 ont été mises en graphe en fonction de:

h = h/rP

Pour îi = 0, la forme de la section de la tige est en demi-cercle; pour ïi = 1, la forme de la section de la tige est un cercle.

La contrainte de conception:

^P seul > Spp est satisfaite seulement pour les valeurs de h supérieures à 0,3 approximativement (fig. 4b et 5b).

La contrainte de conception:

<3b composite ^ -p °B seul est satisfaite pour toutes les valeurs de h pour rP = 9,94 mm (rP = 0,7 rm, fig. 4a) et pour les valeurs h inférieures à 0,7 approximativement pour rP = 11,4 mm (rP = 0,8 rm, fig. 5a).

Par conséquent, tous les critères de conception sont satisfaits pour des valeurs de R entre 0,3 et 0,7. Au-dessus de cette plage, OpSeui diminue d'environ 20% (fig. 4b et 5b) et ap composite augmente d'environ 20% (fig. 4c) ou de 13% (fig. 5c). Etant donné que les contraintes de la tige, o? composé sont bien inférieures à la résistance à la fatigue de Ti-6 Al-4 V, le plus grand bénéfice est obtenu en prenant des grandes valeurs de h dans la plage acceptable. D'après cela, une valeur de h = 0,65 a été choisie.

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Claims

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1. Composant fémoral (12) pour une prothèse d'articulation de la hanche adapté pour être attaché à un fémur (15) et comprenant une sphère (14) adaptée pour remplacer la tête du fémur et une tige (20) adaptée pour être reçue dans la cavité médullaire (18) du fémur et pour y être fixée par un ciment (16), la tige ayant une partie voisine de la sphère, une partie intermédiaire et une partie distante (24) de la sphère, caractérisé en ce que chaque section transversale de la partie intermédiaire de la tige, qui est soumise à la plus grande tension, est limitée par un cercle ou une ellipse (27) de rayon rp sur la plus grande partie de sa périphérie et en ce que la surface de cette partie intermédiaire est tronquée pour présenter une surface plane (28) sur le côté latéral de la tige, la surface latérale plane étant espacée des centres des cercles ou des ellipses par une distance h telle que

0,3 < h/r„ < 0,7

la tige étant agencée à être reçue dans la cavité médullaire (18) de façon que la surface plane (28) soit proche de l'axe neutre de tension (n) de la structure composite os-ciment-prothèse, où les efforts de tension dus au couple de pliage sont faibles.

2. Composant selon la revendication 1, caractérisé aussi en ce que la tige (20) se termine dans une surface (24) inclinée vers le bas à partir du côté latéral vers le côté médian de la tige, laquelle surface guide la tige vers une position plus rapprochée du côté médian de la cavité médullaire (18) lorsque la tige est introduite dans un ciment inséré.

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REVENDICATIONS

3. Composant selon la revendication 1, caractérisé aussi en ce que:

- = 0,65 rP

4. Composant selon la revendication 1, caractérisé aussi en ce que le matériau de la tige (20) en alliage est Ti-6 Al-4 V.