RU2143248C1 - Supporting assembly of hip joint endoprosthesis - Google Patents
Supporting assembly of hip joint endoprosthesis Download PDFInfo
- Publication number
- RU2143248C1 RU2143248C1 RU99100064A RU99100064A RU2143248C1 RU 2143248 C1 RU2143248 C1 RU 2143248C1 RU 99100064 A RU99100064 A RU 99100064A RU 99100064 A RU99100064 A RU 99100064A RU 2143248 C1 RU2143248 C1 RU 2143248C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- neck
- elastic
- spherical
- contact surface
- open slot
- Prior art date
Links
Images
Landscapes
- Prostheses (AREA)
Abstract
Description
Изобретение относится к области травматологии и ортопедии, а именно к конструкции опорного узла эндопротеза тазобедренного сустава, используемого при оперативном лечении дегенеративно-дистрофических заболеваний суставов. The invention relates to the field of traumatology and orthopedics, in particular to the design of the support node of the hip joint prosthesis used in the surgical treatment of degenerative joint diseases.
Одной из важных задач, решаемых при конструировании эндопротезов (ЭГГ) тазобедренных суставов (ТБС), является обеспечение подвижности, надежности и износостойкости опорного узла ЭП. Работоспособность опорного узла определяется выбором пары материалов с низким коэффициентом трения, а надежность и износостойкость зависят как от механических свойств используемых материалов, так и от конструктивных особенностей опорного узла. One of the important tasks to be solved when constructing endoprostheses (EGGs) of the hip joints (TBS) is to ensure mobility, reliability, and wear resistance of the EP support node. The operability of the support unit is determined by the choice of a pair of materials with a low coefficient of friction, and the reliability and wear resistance depend both on the mechanical properties of the materials used and on the design features of the support unit.
Известен опорный узел ЭП ТБС [1], содержащий вертлужную чашу из инертного металлического сплава, фиксируемую в вертлужной впадине, подшипник (вкладыш) из инертного полимерного материала высокой плотности, закрепленный в выемке чаши, и головку бедренного компонента ЭП, введенную во вкладыш вертлужной чаши. Бедренный компонент содержит продольный стержень, примыкающий к наклонной опорной площадке, от которой отходит сужающаяся наклонная шейка, оканчивающаяся коническим участком, на который насажена головка. Головка изготовлена из металлического инертного сплава и имеет гладкую сферическую наружную поверхность, контактирующую с поверхностью сферической выемки полимерного вкладыша вертлужной чаши. Known support node EP TBS [1], containing an acetabular bowl of an inert metal alloy, fixed in the acetabulum, a bearing (liner) of inert polymeric material of high density, mounted in the recess of the bowl, and the head of the femoral component of the EP inserted into the liner of the acetabulum. The femoral component comprises a longitudinal shaft adjacent to the inclined support platform, from which a tapering inclined neck leaves, ending in a conical section on which the head is mounted. The head is made of a metal inert alloy and has a smooth spherical outer surface in contact with the surface of the spherical recess of the polymer liner of the acetabulum.
Использование в узле подвижности полимерного вкладыша обеспечивает работоспособность опорного узла за счет хорошего скольжения пары трения. Кроме этого, эластичный полимерный вкладыш служит амортизирующей прокладкой между жесткими элементами конструкции. The use of a polymer insert in the mobility unit ensures the operability of the support unit due to the good sliding of the friction pair. In addition, an elastic polymer liner serves as a cushioning pad between rigid structural members.
Недостатком конструкции является ограниченный срок службы вкладыша из полимерного материала, который подвержен заметному износу и структурному разрушению. При этом попадание продуктов износа в организм человека может привести к катастрофическим последствиям. The disadvantage of the design is the limited service life of the liner made of a polymer material, which is subject to noticeable wear and structural damage. At the same time, the entry of wear products into the human body can lead to disastrous consequences.
Известна также конструкция опорного узла ЭП ТБС [2], в которой используют головку из более легкой, но достаточно прочной алюмоглиноземной керамики в паре с твердым биологически совместимым материалом с низким коэффициентом трения, из которого изготовлен внутренний сферический колпачок чаши вертлужной впадины. Наружная оболочка чаши изготовлена из титана или нержавеющей стали, а между наружной оболочкой и внутренним сферическим колпачком расположен вкладыш из эластичного материала, например, полиэтилена или пластмассы. Also known is the design of the support assembly of the EP TBS [2], in which a head is used from a lighter, but sufficiently strong alumina-ceramic, paired with a solid biologically compatible material with a low coefficient of friction, from which the inner spherical cap of the acetabulum bowl is made. The outer shell of the bowl is made of titanium or stainless steel, and between the outer shell and the inner spherical cap is an insert made of an elastic material, such as polyethylene or plastic.
Введение амортизирующей полиэтиленовой прокладки в промежуток между внутренней и наружной оболочками вертлужной чаши предотвращает попадание продуктов износа в организм человека, а использование легкой керамической головки позволяет снизить контактное давление в паре трения, что в совокупности повышает надежность опорного узла эндопротеза. The introduction of a shock-absorbing polyethylene gasket in the gap between the inner and outer shells of the acetabulum prevents the entry of wear products into the human body, and the use of a light ceramic head reduces contact pressure in the friction pair, which together increases the reliability of the endoprosthesis support assembly.
Однако срок службы известного аналога также ограничен вследствие постепенного износа полиэтиленового вкладыша. However, the service life of the known analogue is also limited due to the gradual wear of the polyethylene liner.
Другой подход к повышению надежности и долговечности конструкции опорного узла ЭП ТБС основан на введении упругоэластичных элементов, обеспечивающих защиту узла подвижности от контактных перегрузок, в головку или шейку бедренного компонента эндопротеза. При подборе соответствующих материалов пары трения с хорошим скольжением поверхностей это позволяет исключить полиэтиленовую прокладку из конструкции вертлужной чаши. Another approach to improving the reliability and durability of the design of the support node of the EP TBS is based on the introduction of elastic components to protect the mobility site from contact overloads in the head or neck of the femoral component of the endoprosthesis. When selecting the appropriate materials for friction pairs with good sliding surfaces, this eliminates the polyethylene gasket from the structure of the acetabulum.
Известна конструкция головки эндопротеза с амортизирующими свойствами [3] . В головке выполнена выемка, в которую с зазором определенной формы помещен шляпообразный эластичный элемент, охватывающий посадочный конус. Known design of the endoprosthesis head with shock absorbing properties [3]. A recess is made in the head, in which a hat-shaped elastic element is placed with a gap of a certain shape, covering the landing cone.
В другой конструкции компенсационного ЭП ТБС [4] выемка в сферической головке выполнена с кольцевыми канавками, посадочный конус имеет выступы, расположенные напротив кольцевых канавок, а зазор между посадочным конусом и головкой заполнен силиконовым каучуком. In another design of the compensating EP TBS [4], the recess in the spherical head is made with annular grooves, the landing cone has protrusions located opposite the annular grooves, and the gap between the landing cone and the head is filled with silicone rubber.
Обе конструкции обладают способностью демпфировать импульсы функциональной нагрузки и тем самым снижать контактное давление в узле подвижности эндопротеза. Both designs have the ability to damp impulses of the functional load and thereby reduce contact pressure in the mobility unit of the endoprosthesis.
Недостатком известных аналогов является ограниченная устойчивость опорного узла. Кроме этого, в обеих конструкциях головка эндопротеза зафиксирована на ножке через амортизационный элемент с линейной характеристикой деформации, которая не соответствует характеристике упругоэластичной шейки реальной бедренной кости, что приводит к нарушению условий биомеханического равновесия сборки эндопротез-кость при эксплуатации эндопротеза. Наиболее близким аналогом, принятым в качестве прототипа предлагаемого изобретения, является упругоэластичная шейка эндопротеза [6], который содержит наклонный посадочный конус с насаженной на него сферической головкой, упругоэластичный участок шейки, отделенный от жесткого основания шейки разомкнутой криволинейной прорезью, и наклонную опорную площадку, сопряженную с жестким основанием шейки. На упругоэластичном участке шейки выполнены дополнительные прорези, расположенные концентрично разомкнутой прорези и верхней выпуклой стенке шейки. A disadvantage of the known analogues is the limited stability of the support node. In addition, in both designs, the endoprosthesis head is fixed to the leg through a cushioning element with a linear deformation characteristic that does not correspond to the characteristic of the elastic-elastic neck of the real femur, which leads to a violation of the biomechanical equilibrium of the endoprosthesis assembly during the operation of the endoprosthesis. The closest analogue adopted as a prototype of the invention is an elastic neck of the endoprosthesis [6], which contains an inclined landing cone with a spherical head mounted on it, an elastic section of the neck separated from the rigid base of the neck by an open curved slot, and an inclined supporting platform conjugated with a rigid base of the neck. On the elastically elastic section of the neck, additional slots are made located concentrically open slot and the upper convex wall of the neck.
Достоинством устройства-прототипа является возможность достижения таких величин прогиба шейки под действием функциональной нагрузки, при которых опорный узел эндопротеза надежно защищен от перегрузок. The advantage of the prototype device is the ability to achieve such values of the neck deflection under the action of a functional load, in which the support unit of the endoprosthesis is reliably protected from overloads.
Недостатком конструкции является линейный характер зависимости рабочего прогиба шейки под действием функциональной нагрузки, что не обеспечивает гармоничного и устойчивого взаимодействия опорного узла и бедренного компонента эндопротеза при передаче нагрузки на бедренную кость. The design drawback is the linear nature of the dependence of the working deflection of the neck under the action of a functional load, which does not provide a harmonious and stable interaction between the support node and the femoral component of the endoprosthesis during load transfer to the femur.
Задачей изобретения является повышение надежности и износостойкости опорного узла эндопротеза тазобедренного сустава при достижении близких к естественным условий передачи функциональной нагрузки на бедренную кость. The objective of the invention is to increase the reliability and durability of the support node of the hip joint endoprosthesis when reaching close to natural conditions of transmission of the functional load on the femur.
Для решения поставленной задачи в опорном узле эндопротеза тазобедренного сустава, включающем наклонный посадочный конус с насаженной на него сферической головкой и упругоэластичную шейку, сопряженную с наклонной опорной площадкой, сферическая головка установлена в чаше протеза вертлужной впадины, имеющей сферическую контактную поверхность или снабженную вкладышем со сферической контактной поверхностью, при этом сферическая головка выполнена из вакуум-плотного мелкозернистого материала на основе высокочистой окиси алюминия, а упругоэластичная шейка и чаша протеза вертлужной впадины выполнены из неферромагнитного дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава с добавками алюминия, железа, марганца, кремния, углерода, фосфора, серы при содержании компонентов Cr - в пределах 39-41%, Ni - в пределах 54,5-56,7%, Al - в пределах 3,3-3,8%, Fe - равном 0,6%, Mn - до 0,1%, Si - до 0,1%, C - до 0,03%, P - до 0,01%, S - до 0,01%, или упругоэластичная шейка и вкладыш со сферической контактной поверхностью выполнены из неферромагнитного дисперсионно-твердеющего хромоникелевого сплава указанного состава. To solve this problem, in the support node of the hip joint prosthesis, including an inclined landing cone with a spherical head mounted on it and an elastic-elastic neck conjugated with an inclined support platform, a spherical head is installed in the acetabulum prosthesis cup having a spherical contact surface or provided with a liner surface, while the spherical head is made of a vacuum-tight fine-grained material based on high-purity alumina, and the hygroelastic neck and the acetabulum prosthesis bowl are made of a non-ferromagnetic dispersion hardening chromium-nickel alloy with the addition of aluminum, iron, manganese, silicon, carbon, phosphorus, sulfur with the content of Cr components within 39-41%, Ni within 54.5- 56.7%, Al - in the range of 3.3-3.8%, Fe - equal to 0.6%, Mn - up to 0.1%, Si - up to 0.1%, C - up to 0.03%, P - up to 0.01%, S - up to 0.01%, or an elastic neck and a liner with a spherical contact surface are made of a nonferromagnetic dispersion-hardening chromium-nickel alloy of the specified composition.
При этом упругоэластичная шейка содержит жесткое основание, ограниченное сверху разомкнутой криволинейной прорезью, которая начинается на стенке, соединяющей воротничок наклонного посадочного конуса с нижним краем наклонной опорной площадки, и заканчивается вблизи наклонной опорной площадки, и упругоэластичный участок в форме кольцевого сектора с концентрично расположенными прорезями. In this case, the elastic neck contains a rigid base bounded from above by an open curved slot, which starts on the wall connecting the collar of the inclined landing cone to the lower edge of the inclined support platform, and ends near the inclined support platform, and an elastic-elastic section in the form of an annular sector with concentrically arranged slots.
При этом разомкнутая прорезь и концентрично расположенные прорези упругоэластичной шейки имеют расположенные один над другим участки с калиброванными зазорами. In this case, the open slot and concentrically located slots of the elastic neck have sections located one above the other with calibrated gaps.
В первом варианте расположения радиальная плоскость симметрии участков с калиброванными зазорами находится под углом 10 - 15o от нижнего края разомкнутой прорези, примыкающего к наклонной опорной площадке, причем длина участка с калиброванным зазором разомкнутой прорези составляет 2,5 - 3 мм, а длина каждого из участков с калиброванным зазором расположенных концентрично прорезей составляет 3 - 5 мм.In the first embodiment, the radial plane of symmetry of the sections with calibrated gaps is at an angle of 10 - 15 o from the lower edge of the open slot adjacent to the inclined support platform, and the length of the section with the calibrated gap of the open slot is 2.5 - 3 mm, and the length of each sections with a calibrated gap located concentrically slots is 3-5 mm.
Во втором варианте расположения все участки с калиброванными зазорами начинаются от наклонной опорной площадки и заканчиваются на уровне сечения упругоэластичной шейки радиальной плоскостью, расположенной под углом 6 - 15o от нижнего края разомкнутой прорези, примыкающего к наклонной опорной площадке.In the second variant of the arrangement, all sections with calibrated gaps start from an inclined supporting platform and end at the cross-section of the elastic neck with a radial plane located at an angle of 6 - 15 o from the lower edge of the open slot adjacent to the inclined supporting platform.
Сущность изобретения поясняется чертежами, на которых представлены:
фиг. 1 - опорный узел эндопротеза тазобедренного сустава;
фиг. 2 - сечение А-А на фиг. 1;
фиг. 3 - вид B на фиг. 1;
фиг. 4 - графики расчетных зависимостей рабочих прогибов упругоэластичной шейки.The invention is illustrated by drawings, on which:
FIG. 1 - the reference node of the hip joint endoprosthesis;
FIG. 2 is a section AA in FIG. 1;
FIG. 3 is a view B in FIG. 1;
FIG. 4 - graphs of the calculated dependences of the working deflections of the elastic neck.
Опорный узел ЭП ТБС содержит наклонный посадочный конус 1 с насаженной на него сферической головкой 2, упругоэластичную шейку 3 и наклонную опорную площадку 4. Сферическая головка 2 установлена в чаше 5 протеза вертлужной впадины, которая имеет сферическую контактную поверхность и снабжена средствами для крепления в вертлужной впадине, например, наружной резьбой. Чаша 5 может быть выполнена монолитной или снабжена вкладышем 6, который закреплен в выемке чаши 5 и имеет сферическую контактную поверхность. Для создания оптимальных условий передачи функциональной нагрузки через опорный узел эндопротеза на бедренную кость в предлагаемой конструкции наклонный посадочный конус 1 расположен под углом α = 145 - 150o к продольной оси стержня 7 эндопротеза, а наклонная опорная площадка 4 расположена под углом β = 60 - 67o30' к указанной оси.The reference node of the TBS EP contains an
Упругоэластичная шейка 3 содержит жесткое основание 8, плавно сопряженное с верхней плоскостью наклонной опорной площадки 4, и упругоэластичный участок 9, отделенный от жесткого основания 8 сквозной криволинейной прорезью 10, края которой разомкнуты со стороны наклонной стенки 11, соединяющей воротничок 12 посадочного конуса с нижним краем наклонной опорной площадки 4 (далее - разомкнутая прорезь). Величина δ0 зазора разомкнутой прорези составляет δ0 = 200-250 мкм.The elastic-
Криволинейная направляющая цилиндрической поверхности разомкнутой прорези 10 представляет собой дугу окружности радиусом R0 с центром O. Центр O расположен на пересечении засечек радиусом R из центра O1 основания посадочного конуса 1 и крайней верхней точки "А" большой оси установочной поверхности опорной площадки 4. Таким образом, упругоэластичный участок 9 имеет форму кольцевого сектора в сечении шейки 3 фронтальной плоскостью и прямоугольную форму в сечении радиальной плоскостью A-A (см. фиг. 2). Толщина a упругоэластичного участка 9 соответствует диаметру воротничка 12 посадочного конуса. Величина радиуса R, определяющего кривизну верхней стенки 13 упругоэластичного участка 9, составляет R = 40 - 43 мм. Ширина b участка 9 кольцевого сектора определяется соотношением R0R, которое выбирают в пределах R0R = 0,6-0,75.The curved guide of the cylindrical surface of the
На участке 9 кольцевого сектора выполнено от одной до четырех (в рассматриваемом примере - две) сквозных концентрично расположенных прорезей 141, 142, которые равномерно распределены по ширине участка 9. Прорези 141, 142 начинаются от наклонной опорной площадки 4 и заканчиваются на уровне сечения шейки 3 плоскостью Б-Б, проходящей от края верхней стенки 13 шейки, примыкающего к воротничку 12 посадочного конуса, к нижнему краю опорной площадки. При этом плоскость Б-Б расположена под углом φ = 40 - 50o к оси наклонного посадочного конуса 1. Величины δ1, δ2 зазоров прорезей 141, 142 составляют 100-120 мкм.In
Разомкнутая прорезь 10 и концентрично расположенные прорези 141, 142 имеют участки 10', 14'1, 14'2 с калиброванными зазорами 
В первом варианте (см. фиг. 3) середина участка 10' расположена под углом γ = 10 - 15o от нижнего края разомкнутой прорези 10, примыкающего к опорной площадке 4, а радиальная плоскость сечения, проходящая через середину участка 10', является плоскостью симметрии участков 14'1, 14'2 концентричных прорезей 141, 142. Длина l'0 участка 10' составляет 2,5-3 мм, а длины 1'1, 1'2 участков 14'1, 14'2 - 3-5 мм.In the first embodiment (see Fig. 3), the middle of the section 10 'is located at an angle γ = 10 - 15 o from the lower edge of the
Во втором варианте (на фиг. 1 не показан) все участки 10', 14'1, 14'2 начинаются от опорной площадки и заканчиваются на уровне радиальной плоскости сечения, которая расположена под углом γ = 6 - 15o.In the second embodiment (not shown in Fig. 1), all sections 10 ', 14' 1 , 14 ' 2 begin from the reference site and end at the level of the radial section plane, which is located at an angle γ = 6 - 15 o .
В предлагаемой конструкции опорного узла ЭП ТБС используются следующие материалы. The following materials are used in the proposed design of the support unit of the ES TBS.
Сферическая головка 2 выполнена из вакуум-плотного мелкозернистого (размер частиц до 30 мкм) материала на основе высокочистой окиси алюминия, примером которого может служить конструкционная керамика К-95. Этот материал характеризуется оптимальным значением выдерживаемой контактной нагрузки, износоустойчив в парах трения и используется в ряде конструкций эндопротезов, освоенных отечественной промышленностью. The
Упругоэластичная шейка 3 с посадочным конусом 1 и опорной площадкой 4, а также чаша 5 протеза вертлужной впадины выполнены из неферромагнитного дисперсионно твердеющего хромоникелевого сплава 40ХНЮ-ВИ [6]. Сплав 40ХНЮ-ВИ содержит хром и никель с добавками алюминия, железа, марганца, кремния, углерода, фосфора и серы при следующем содержании компонентов: Cr - в пределах 39-41%, Ni - в пределах 54,5-56,7%, Al - в пределах 3,3-3,8%, Fe - равном 0,6%, Mn - до 0,1%, Si -до 0,1%, C - до 0,03%, P - до 0,01%, S - до 0,01%. На наружную поверхность чаши 5, закрепляемую в вертлужной впадине, нанесено биосовместимое пленочное покрытие из титана толщиной 4-5 мкм, выполненное методом ионоплазменного напыления. В варианте исполнения чаши 5 с вкладышем 6 чаша может быть изготовлена из биосовместимого материала (например, титана марок ВТ5, ВТ6), а вкладыш - из сплава 40ХНЮ-ВИ. Данные о механических свойствах сплава 40ХНЮ-ВИ в сопоставлении с наиболее широко используемыми для изготовления имплантатов титановыми сплавами ВТ5, ВТ6 и дисперсионно-твердеющим сплавом 36НХТЮ приведены в табл. 1. The elastic-
Выбор сплава 40ХНЮ-ВИ определяется сочетанием высокой износостойкости и упругих свойств. Остаточная деформация сплава составляет 0,005-0,0001%, а условный предел текучести не более 0,001%. Эти показатели значительно превосходят характеристики титановых сплавов, которые обладают заметной ползучестью под напряжением и подвержены усталостному разрушению. По упругим и прочностным характеристикам сплав 40ХНЮ-ВИ превосходит также кобальтоникелевые и кобальто-хромовые сплавы, используемые при изготовлении ЭП ТБС. The choice of 40KHNYU-VI alloy is determined by a combination of high wear resistance and elastic properties. The residual deformation of the alloy is 0.005-0.0001%, and the conditional yield strength is not more than 0.001%. These indicators significantly exceed the characteristics of titanium alloys, which have a noticeable creep under stress and are subject to fatigue failure. In terms of elastic and strength characteristics, the 40KhNYu-VI alloy also surpasses cobalt-nickel and cobalt-chromium alloys used in the manufacture of EP TBS.
Работоспособность, износостойкость и надежность предлагаемой пары трения керамика К-95 - сплав 40ХНЮ-ВИ подтверждается испытаниями образцов пар трения, составленных из различных материалов. Исследования проводились на образцах, один из которых, вращающийся, представлял собой шаровой сегмент, а второй, неподвижный, - плоский диск, прижатый к поверхности шарового сегмента грузом. Интенсивность износа образцов определялась расчетным путем по результатам измерений глубины лунки и площади поверхности лунки, образующейся на неподвижном диске. Коэффициент трения определялся как отношение силы трения, измеряемой динамометром при остановке электродвигателя, вращающего шаровой сегмент, к нагрузке. Исследования проводились при нормальной нагрузке P = 1 кг, соответствующей исходному контактному давлению головки эндопротеза при медленной ходьбе человека (до 1 кг/мм2), и уменьшенной нагрузке P = 0,2 кг. Результаты испытаний приведены в табл. 2 и 3.The performance, wear resistance and reliability of the proposed friction pair K-95 ceramics - alloy 40KHNYU-VI is confirmed by testing samples of friction pairs made of various materials. The studies were carried out on samples, one of which, rotating, was a spherical segment, and the second, stationary, was a flat disk pressed against the surface of the spherical segment by a load. The wear rate of the samples was determined by calculation by measuring the depth of the hole and the surface area of the hole formed on the fixed disk. The friction coefficient was defined as the ratio of the friction force measured by the dynamometer when the electric motor rotating the spherical segment was stopped to the load. The studies were carried out at a normal load P = 1 kg, corresponding to the initial contact pressure of the endoprosthesis head during slow walking of a person (up to 1 kg / mm 2 ), and a reduced load P = 0.2 kg. The test results are given in table. 2 and 3.
Среди образцов, испытанных при пониженной нагрузке, наилучшие значения по показателям интенсивности износа и выдерживаемой контактной нагрузки имеет пара трения керамика - керамика. Однако эта же пара испытывает в зоне контакта наибольшую силу трения, которая при нагрузке 1 кг через несколько часов испытаний достигала величин, приводящих к остановке электродвигателя. Among the samples tested under reduced load, the best values in terms of wear intensity and withstand contact load have a ceramic-ceramic friction pair. However, this same couple experiences the greatest friction force in the contact zone, which, with a load of 1 kg, after several hours of testing, reaches values that stop the motor.
Оптимальное значение по всем показателям имеет пара трения материалов с тонкопленочными покрытиями из нитрида титана и алмазоподобного углерода. Однако и эта пара неработоспособна при нормальной нагрузке вследствие быстрого износа (растрескивания) покрытия. The optimal value for all indicators is the friction pair of materials with thin-film coatings of titanium nitride and diamond-like carbon. However, this pair is also inoperative under normal load due to rapid wear (cracking) of the coating.
Пара трения титан - высокомолекулярный полиэтилен низкого давления характеризуется наименьшим значением коэффициента трения при нормальной нагрузке, но подвержена наибольшему усталостному разрушению. В конце испытаний наблюдалось "намазывание" титана на полиэтиленовый диск, которое в дальнейшем ввиду способности вновь образованной пары трения титан - титан к слипанию поверхностей может привести к быстрому разрушению контактных поверхностей. A friction pair titanium - high molecular weight low-pressure polyethylene is characterized by the lowest value of the coefficient of friction at normal load, but is subject to the greatest fatigue failure. At the end of the tests, “smearing” of titanium onto a polyethylene disk was observed, which in the future, due to the ability of the newly formed titanium - titanium friction pair to stick together surfaces, can lead to rapid destruction of contact surfaces.
Из табл. 2, 3 видно, что предлагаемая пара трения керамика К-95 - сплава 40ХНЮ-ВИ обеспечивает хорошее скольжение поверхностей как при пониженной, так и при нормальной нагрузке, не уступая по значению коэффициента трения паре титан - полиэтилен. По показателям интенсивности износа и выдерживаемого контактного давления предлагаемая пара существенно превосходит базовую пару керамика - полиэтилен, используемую в современных конструкциях эндопротезов. From the table. 2, 3 it can be seen that the proposed friction pair K-95 ceramics - 40KHNYU-VI alloy provides good sliding of surfaces at both reduced and normal loads, not inferior in terms of the coefficient of friction to the titanium - polyethylene pair. In terms of wear intensity and withstand contact pressure, the proposed pair significantly exceeds the base pair of ceramic - polyethylene used in modern designs of endoprostheses.
Сочетание в опорном узле ЭП ТБС пары трения керамика К-95 сплав 40ХНЮ-ВИ с упругоэластичной шейкой является условием нормального функционирования опорного узла. Упруго-эластичная шейка 3 воспринимает через сферическую головку 2 и посадочный конус 1 импульсы функциональной нагрузки, воздействующие на опорный узел при ходьбе человека, сглаживает их, предотвращая отдачу в вертлужную впадину, и обеспечивает оптимальный уровень контактного давления по поверхности сочленения головки 2 с чашей 5. The combination of friction pair K-95 ceramic 40KHNYU-VI alloy with an elastic-elastic neck in the reference TBS EP assembly is a condition for the normal functioning of the support assembly. The elastic-
Расположение оси посадочного конуса 1 под углом α = 145-150o соответствует направлению вектора воздействующих на голову 2 мышечных сил. При нормальной нагрузке 1G (70 кг) вектор мышечных сил проходит через наиболее широкую часть овала опорной площадки 4, а при повышенных нагрузках направлен по нормали и не выходит за край опорной площадки. Выполнение наклона опорной площадки под углом β = 60 - 61o30' позволяет сохранить наиболее прочные участки бедренной кости (шейку и область дуги Адамса), воспринимающие основную долю нагрузки в реальных условиях.The location of the axis of the
Упругоэластичный участок 9 шейки 3, отделенный от жесткого основания 8 разомкнутой прорезью 10, представляет собой систему изогнутых балок, которые упруго прогибаются под действием функциональной нагрузки. Величина продольного перемещения (рабочего прогиба шейки) зависит от упругих свойств материала шейки и от конструктивных параметров участка 9: ширины b кольцевого сектора, количества концентричных прорезей 14 и параметров их зазоров. Введение в прорези 10 и 14 участков 10', 14' с калиброванной величиной зазора позволяет целенаправленно изменять крутизну характеристики рабочих прогибов упругоэластичной шейки, приближая ее к характеристике продольной деформации шейки бедренной кости. The
Работа упругоэластичной шейки 3 под действием функциональной нагрузки 1G-5G иллюстрируется представленными на фиг. 4 графиками расчетных зависимостей рабочих прогибов шейки, приведенных к продольному перемещению Δl"Б" точки "Б" упругоэластичного участка 9, расположенной на краю разомкнутой прорези 10. Зависимость I соответствует шейке со сплошным участком 9, зависимости II, III - шейкам с одной и двумя концентричными прорезями 14, а зависимость IV - шейке с двумя прорезями 141, 142 при наличии участков 10', 14'1, 14'2 с калиброванными зазорами. Расчеты выполнялись для шеек из сплава 40ХНЮ-ВИ при следующих величинах конструктивных параметров: R0 = 27 мм, R = 43 мм, δ0 = = 220 мкм, δ1 = δ2 = 100 мкм, γ = 15o, 
Как показано на фиг. 4, шейка 1 с разомкнутой прорезью 10 и сплошным участком 9 имеет линейно возрастающую характеристику рабочих прогибов, расположенную с небольшим наклоном к оси абсцисс, что свидетельствует о незначительной упругости и слабой чувствительности к росту функциональной нагрузки. Введение в шейку концентричных прорезей 14 позволяет резко повысить чувствительность и довести значения рабочих прогибов у шейки III до 50-100 мкм при нормальных нагрузках 1G-2G. Однако обе шейки II и III имеют, как и шейка I, линейные характеристики рабочих прогибов. В то же время реальная шейка бедренной кости, обладающая высокой упругостью при нормальных нагрузках, становится жесткой при повышенных нагрузках. Введение в зазоры прорезей 10, 14 участков 10', 14'1, 14'2 с калиброванными зазорами позволяет сгладить характеристику рабочих прогибов при повышенных нагрузках, что иллюстрируется зависимостью IV. При медленной ходьбе и среднем шаге человека шейка IV обладает высокой чувствительностью к росту функциональной нагрузки. При увеличении нагрузки до 2G и достижении величины прогиба Δl"Б" = 85 мкм замыкается зазор калиброванного участка 10' разомкнутой прорези 10. Длина упругой балки, ограниченной прорезями 10 и 141, укорачивается и соответственно возрастает ее жесткость, что приводит к появлению на графике более пологого участка, соответствующего нагрузкам в диапазоне 2G - 3G. При увеличении прогиба точки "Б" еще на 20 мкм под давлением со стороны замкнутого участка 10' замыкается зазор калиброванного участка 14'1 первой концентричной прорези 141. Это приводит к увеличению жесткости следующей балки, ограниченной прорезями 141, 142, и к следующему развороту кривой рабочих прогибов. При дальнейшем росте функциональной нагрузки замыкается зазор участка 14'2 концентричной прорези 142, и кривая приобретает еще более пологий характер.As shown in FIG. 4, the
На примере зависимости IV видно, что на базе предлагаемой конструкции возможно моделировать характеристику рабочих прогибов шейки с любыми заданными свойствами, приближая ее к реальной шейке бедренной кости. Итерация осуществляется путем подбора количества и параметров прорезей и их калиброванных участков. Using IV as an example, it can be seen that, on the basis of the proposed design, it is possible to model the characteristics of the working deflections of the neck with any given properties, bringing it closer to the real neck of the femur. Iteration is carried out by selecting the number and parameters of the slots and their calibrated sections.
Преимущества предлагаемой конструкции упругоэластичной шейки, а именно ее способность с высокой чувствительностью демпфировать импульсы знакопеременной нагрузки и нелинейная характеристика рабочих прогибов особенно ярко выражены при использовании сплава 40ХНЮ-ВИ, имеющего модуль упругости и показатели размерной стабильности, существенно превышающие характеристики титановых сплавов. The advantages of the proposed design of the elastic collar, namely its ability to damp alternating load pulses with high sensitivity and the non-linear characteristic of working deflections are especially pronounced when using 40KHNYu-VI alloy having an elastic modulus and dimensional stability parameters significantly exceeding the characteristics of titanium alloys.
Предлагаемая конструкция обеспечивает надежную защиту контактных поверхностей опорного узла эндопротеза от перегрузок, и это позволяет отказаться от использования в паре трения упруго-вязкого элемента из высокомолекулярного полиэтилена, заменив его более прочным, устойчивым к структурному разрушению материалом, который обеспечивает свободное скольжение керамической головки, не уступая по этому показателю полиэтилену. Промышленная применимость изобретения определяется тем, что предлагаемый опорный узел эндопротеза тазобедренного сустава может быть изготовлен в соответствии с приведенными чертежами и описанием из известных материалов путем механической и электроэрозионной обработки монолитных заготовок и использован со стержнями различной конструкции для оперативного лечения дегенеративно-дистрофических заболеваний тазобедренного сустава. The proposed design provides reliable protection of the contact surfaces of the endoprosthesis support assembly from overloads, and this allows you to refuse to use an elastic-viscous element made of high molecular weight polyethylene in a friction pair, replacing it with a more durable material that is resistant to structural destruction, which allows the ceramic head to glide without yielding on this indicator polyethylene. The industrial applicability of the invention is determined by the fact that the proposed support site of the hip joint prosthesis can be made in accordance with the drawings and description from known materials by mechanical and electroerosive processing of monolithic workpieces and used with rods of various designs for surgical treatment of degenerative and degenerative diseases of the hip joint.
Список литературы
1. US патент N 5004476, МПК A 61 F 2/36, публикация 02.04.91.List of references
1. US patent N 5004476, IPC A 61
2. ЕР заявка N 453694, МПК A 61 F 2/34, публикация 30.10.91. 2. EP application N 453694, IPC A 61
3. DE заявка N 3802213, МПК A 61F 2/30, публикация 27.09.89. 3. DE application N 3802213,
4. RU патент N 1805936, МПК A 61F 2/32, публикация 30.03.93. 4. RU patent N 1805936,
5. RU патент N 2082357, МПК A 61 F 2/32, публикация 27.06.97, прототип. 5. RU patent N 2082357, IPC A 61
6. Прецизионные сплавы. Справочник под ред. Мотовилова В.В. - М.: Металлургия. - 1983.- с. 267, 271, 312. 6. Precision alloys. Handbook Ed. Motovilova V.V. - M.: Metallurgy. - 1983.- p. 267, 271, 312.
Claims (5)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99100064A RU2143248C1 (en) | 1999-01-05 | 1999-01-05 | Supporting assembly of hip joint endoprosthesis |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| RU99100064A RU2143248C1 (en) | 1999-01-05 | 1999-01-05 | Supporting assembly of hip joint endoprosthesis |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2143248C1 true RU2143248C1 (en) | 1999-12-27 |
Family
ID=20214305
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU99100064A RU2143248C1 (en) | 1999-01-05 | 1999-01-05 | Supporting assembly of hip joint endoprosthesis |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| RU (1) | RU2143248C1 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004078224A1 (en) * | 2003-03-07 | 2004-09-16 | Sandvik Intellectual Property Ab | Use of martensitic precipitation hardening stainless steel |
-
1999
- 1999-01-05 RU RU99100064A patent/RU2143248C1/en not_active IP Right Cessation
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| 3.SU 501509 A, 30.07.79. 4. * |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2004078224A1 (en) * | 2003-03-07 | 2004-09-16 | Sandvik Intellectual Property Ab | Use of martensitic precipitation hardening stainless steel |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4012796A (en) | Interpositioning collar for prosthetic bone insert | |
| EP1767171B1 (en) | Prosthetic joints | |
| EP2658482B1 (en) | Prosthetic knee joint | |
| AU779337B2 (en) | Cementless prosthetic bearing element | |
| US5904720A (en) | Hip joint prosthesis | |
| EP2691050B1 (en) | Prosthetic ball-and-socket joint | |
| US7905919B2 (en) | Prosthetic joint | |
| EP2588031B1 (en) | Prosthetic ball-and-socket joint | |
| US9566157B2 (en) | Three-member prosthetic joint | |
| EP0648478A2 (en) | Non-spherical acetabular cup for total hip replacement | |
| US4184213A (en) | Articulatory endoprostheses of nonmetallic materials | |
| US4642124A (en) | Hip prosthesis | |
| US9005307B2 (en) | Prosthetic ball-and-socket joint | |
| RU2143248C1 (en) | Supporting assembly of hip joint endoprosthesis | |
| RU10076U1 (en) | HIP JOINT ENDOPROTHESIS ASSEMBLY | |
| US8512413B2 (en) | Prosthetic knee joint | |
| Smith et al. | An in vitro wear study of alumina—alumina total hip prostheses | |
| Lee et al. | Effects of variation of cement thickness on bone and cement stress at the tip of a femoral implant. | |
| Dalla Pria | 4.4 Recent Innovations Relating to the Use of Ceramic-Ceramic Hip Joint Prostheses | |
| Lucian et al. | Tribological behaviour of a total hip prosthesis during normal walking active cycle | |
| Cooke | Hip prosthesis |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20070106 |