DE69221162T2

DE69221162T2 - Knieprothese

Info

Publication number: DE69221162T2
Application number: DE69221162T
Authority: DE
Inventors: Peter Stanley Walker
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1991-02-04
Filing date: 1992-01-31
Publication date: 1997-11-27
Anticipated expiration: 2012-02-01
Also published as: EP0498586B1; US5330533A; ATE155667T1; DE69221162D1; EP0626156B1; ATE147252T1; EP0626156A2; DE69216437D1; ES2096024T3; GB9102348D0; EP0498586A1; DE69216437T2; ES2105441T3; EP0626156A3

Description

Die Erfindung betrifft eine Prothese als Knieersatz.

Hintergrund der Erfindung

Die meisten Knieersatz-Konstruktionen, die derzeit im Gebrauch sind, sind vom Condylar-Typus, wobei die arthritischen Verbind ungsflächen hinterschnitten und ergänzt werden durch metallische und Kunststoffflächen. Dabei gibt es zwei einander widersprechende Anforderungen der Konstruktion. Zum einen verlangt der Wunsch nach Bewegungsfreiheit eine relativ geringe Übereinstimmung zwischen der femoralen und der tibialen Fläche, während der Wunsch nach niedrigen Kontaktspannungen an der Kunststomläche eine hohe Übereinstimmung verlangt. Dieser Konflikt betrifft in gleicher Weise die patello-femorale Lagerverbindung.
US-A-4224696 beschreibt eine tibiale Basispiatte für eine Knieprothese, die eine metallische Plattform umfaßt, die eine nach oben konkave Fläche aufweist sowie eine Meniskuskomponente aus Kunststoff mit einer konvexen Unterfläche.

Zusammenfassung der Erfindung

Gemäß der Erfindung wird eine tibiale Komponente einer Knieprothese angegeben, die eine nach oben konkave metallische Plattform aufweist, geeignet zum Befestigen an einer hinterschnittenen Tibia, sowie eine Kunststoff-Lagerkomponente, die zur gleitenden Bewegung hierauf angeordnet ist; die miteinander zusammenpassenden Flächen zwischen der Plastikkomponente und der metallischen Plattform sind im wesentlichen zylindrisch zur Achse des Zylinders, der sich in eine seitlich-medialen Linie erstreckt.
Durch Ermöglichen einer Gleitbewegung in Vorwärts-Rückwärts-Richtung hat die Prothese in der Vorwärts-Rückwärts-Richtung Bewegungsfreiheit, was einen höheren Beugungsgrad erlaubt, während die Scherspannungen in den Komponenten-Knochen-Zwischenflächen verringert werden.
Die zylindrische Lagerfläche zwischen der Kunststoffkomponente und der Metall-Plattform, gesehen in einer sagitalen Ebene beschränkt die Bewegung in der Vorwärts-Rückwärts-Richtung. Außerdem führt die nach oben gekrümmte Zwischenfläche zwischen der Kunststoffkomponente und der metallischen Plattform zu einer wachsenden Beschränkung aufgrund der Schwerkraft wenn sich die Kunststoff-Lagerkomponente von ihrer zentralen Position weiter entfernt.
Zahlreiche Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung ergeben sich aus der folgenden Beschreibung und der beigefügten Zeichnung:
Die Figuren 1(a), (b), (c), (d) und (e) sind perspektivische Darstellungen des normalen Knies bei verschiedenen Beugungswinkeln zwischen 0 und 120º.
Figur 2(a) ist eine perspektivische Ansicht eines Knies, das mit einer Prothese gemäß der Erfindung bei null-Beugung ausgestattet ist.
Figur 2(b) ist eine perspektivische Ansicht des Knies (mit zum Zwecke der Klarheit entfernter Femur), ausgestattet mit derselben Prothese bei etwa 90º Beugung.
Figur 3 (a) ist eine perspektivische Ansicht einer Femoralkomponente gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung.
Figur 3(b) ist eine Ansicht ähnlich jener gemäß Figur 3(a) einer abgewandelten Ausführungsform der Femoralkomponente.
Figur 3(c) ist eine perspektivische Ansicht einer Tibialkomponente, vorgesehen zur Anwendung mit der Femoralkomponente gemäß Figur 3(b).
Figur 4(a) ist eine perspektivische Ansicht ähnlich jener gemäß Figur 3(a) einer weiteren Ausführungsform gemäß der Erfindung, und Figur 4(b) ist eine perspektivische Ansicht einer entsprechenden Tibialkomponente.
Die Figuren 5(a) (b) und (c) zeigen schematisch Sagitalansichten einer Prothese gemäß der Erfindung (Figur 5(b) und (c)) verglichen mit einer herkömmlichen Konstruktion (Figur 5(a)).
Figur 5(d) ist eine sagitale Ansicht des Profils eines Patella-Ersatzes (gestrichelt), verglichen mit einem herkömmlichen Ersatz (ausgezogene Linien).
Figur 6 ist eine Ansicht einer Femoralkomponente von unten her und zeigt die Übereinstimmung der Patella mit der Patellanut.
Figur 7(a) ist eine Draufsicht auf eine Tibialkomponente gemäß der Erfindung.
Figur 7(b) ist eine Schnittansicht gemäß der Linie B-B in Figur 7(a).
Figur 7(c) ist eine Schnittansicht gemäß der Linie A-A in Figur 7(a).
Figur 8(a) ist eine Draufsicht auf eine modifizierte Tibiakomponente.
Figur 8(b) ist eine Schnittansicht gemäß der Linie A-A in Figur 8(a), jedoch mit weggelassenen Verankerungszapfen.
Figur 9(a) ist eine Draufsicht auf eine weitere Ausführungsform der Tibialkomponente, und Figur 9(b) ist eine Ansicht gemäß der Linie A-A in Figur 9(a).
Figur 10 ist eine Ansicht ähnlich jener gemäß der Figuren 7(b), 8(b) und 9(b) einer modifizierten Tibialkomponente, und zeigt alternative Möglichkeiten des Führens der Plastikkomponente.
Figur 1 der beigefügten Zeichnung zeigt eine Sagitalansicht des natürlichen Knies bei verschiedenen Beugungswinkeln - 0 bis 120º - in Dreißig-Grad- Stufen. Das distale Ende 1 des Femur 2 hat ersichtlich einen größeren Radius, als das hintere Ende 3. Bei einer Beugung von null berührt dann das distale Ende 1 größeren Radius den oberen Teil der Tibia 4, was zu einer größeren Übereinstimmung und zu einer größeren Kontaktfläche führt. Andere Strukturen vergrößern die Kontaktfläche, insbesondere der Menisci, die verformbare Scheiben sind, zwischen die femorale und die tibiale Condyle. Wird das Knie gebeugt, so wird die Femoral-Tibial-Konformität verringert, was die Kontaktfläche verringert und zu höheren Kontaktspannungen führt. Die verformbaren Menisci nehmen jedoch die Gestalt zwischen der femoralen und der tibialen Fläche auf und verteilen die Last noch mal. Werden die Menisci zur Folge einer Verletzung entfernt, so besteht in späteren Jahren ein vergrößertes Risiko der Osteroarthritis.
Das Knie entfaltet sowohl eine Laxität (die als Bewegungsfreiheit definiert werden kann), wie auch Stabilität, was gleich der Kontrolle der Verlagerungen und Verdrehungen innerhalb akzeptabler Grenzen. Die Laxität kann eine lineare oder Dreh-Transiation in jeglicher der drei zueinander senkrechten Koordinatenachsen beinhalten. Zum Zwecke der Erfindung wird die Laxität lediglich bezüglich der Vorwärts-Rückwärts-Verlagerung, der medial-seitlichen Verlagerung sowie der internen-externen Rotation betrachtet, die am wesentlichsten sind. Die Vorwärts-Rückwärts-Stabilität wird hauptsächlich durch die Kreuzgelenke herbeigebracht. Das vordere Cruciat 5 läßt sich auf Figur 1 erkennen, insbesondere bei größeren Beugungswinkeln. Die Drehstabilität wird herbeigeführt durch eine Kombination der Cruciat- und Collateral-Ligamente. Die Muskeln spielen ebenfalls bezüglich der Stabilität eine entscheidende Rolle. Die Verbindungsflächen tragen zur Stabilität dann bei, wenn eine Kraft auf das Gelenk aufgebracht wird, aufgrund eines geringfügigen Gleitens der Flächen sowie der Verformbarkeit der Gelenk- Cartilage. Die Laxität geht auf die elastische Dehnbarkeit der Ligamente zurück, die Verbindungsflächen sowie andere weiche Gewebe, die die Verbindung umgeben.
Die Patella ist ein wichtiger Knochen, der die Kraft zwischen dem Quadriceps und der oberen Tibia überträgt. Allgemein gesprochen kann sie als Rolle betrachtet werden, die an der Frontseite der Femur auf- und abgleitet. Die Patella paßt genau in eine Nut an der Frontseite der Femur, derart, daß die Kontaktbereiche breite Bänder über die Breite der Patella darstellen. Jenseits einer Beugung von 90 Grad teilt sich der Kontakt in zwei Teile auf, wenn die Patella auf der Intercondylar-Nut sitzt.
Wird eine condylare Verschiebung eingeleitet (Figur 2), so wird die Femoralkomponente 20 am Ende der Femur befestigt, und eine Tibialkomponente 21 am oberen Teil der Tibia. Die Enden der Femoralcondylen werden normalerweise herausgeschnitten und derart gestaltet, daß sie die Femoralkomponente aufnehmen und an Ort und Stelle halten, wobei sich Knochenzement und/oder Zapfen in die Condylen hineinerstrecken. Die collateralen und cruciaten Ligamente können erhalten bleiben durch Vorsehen eines Schlitzes 22 in der Femoralkomponente, obgleich bei den meisten Konstruktionen entweder das vordere oder beiden Cruciate hinterschnitten werden. Die Patella 23, und zwar entweder die Naturpatella oder ein Ersatz, paßt in die Nut 24. Wird das Knie mit einer herkömmlichen Prothese gebeugt, so herrscht ein deutlicher Mangel der Übereinstimmung zwischen der femoralen und der tibialen Fläche mit dem Ergebnis, daß die Kontaktspannungen auf der Plastikfläche hoch sind, was in vielen Fällen zu einem Ausfall aufgrund des Bruchs des Plastiks führen kann.
Vorbekannte Konstruktionen haben eine Reihe von Problemen. So gibt es keinen Meniskus, der die Kraft verteilt, wie beim normalen Knie. Ist das vordere Cruciat resectiert, so sollte zur Kompensation idealerweise ein hinterer Aufschwung der tibialen Plastikfläche vorhanden sein, und falls das hintere Cruciat resectiert ist, so ist auch ein vorderer Aufschwung erforderlich. Bei Beugungswinkeln jenseits 90 Grad liegen zwei getrennte Kontaktstellen der Patella-Komponente vor, was zu hohen Spannungen und Verformungen führt und manchmal auch zu einem "Einrasten".
Figur 3(a) zeigt eine typische Femoral-Komponente. Die Condylarflächen 31 ähneln der Anatomie, besonders in Sagitalansicht; es gibt eine Aussparung und einen Schlitz 32 für eines der beiden Kreuzugamente. Eine Pateanut 33 verläuft kontinuierlich nach unten zur Aussparung 32, worauf sie sich teilt. Die größere Femoralkomponente in Figur 3(b) weist durchweg kontinuierliche Flächen auf, eingeschlossen die Patellanut, ist jedoch im übrigen gleich. Eine derartige Konfiguration verlangt eine Resection der beiden Kreuzugamente. Die femorale Gestalt wird sodann dazu verwendet, um mittels eines Computers eine Tibialfläche 35 zu erzeugen, basierend auf den Eingangs- Laxitätsanford erungen bei einer Vorwärts-Rückwärts-Verschiebung und bei interner-externer Rotation. Ein computerreviertes Verfahren des Erzeugens von Tibialflächen ist in US-PS 4822365 beschrieben. Die neue Femoralgestalt hat zwei Vorteile. Zum einen läßt sich der Kontakt auf der tibialen Fläche über die gesamte Breite der tibialen Fläche verteilen, was die Kontaktfläche vergrößert. Weiterhin hat die Patella einen kontinuierlichen Verlauf und kann während der gesamten Bewegung einen breiten Kontakt beibehalten, ohne eine Aufteilung der Kontakte bei größerer Beugung. Ein Nachteil besteht jedoch darin, daß der Krümmungsradius der distalen Femur größer als der hinteren Femur ist, so daß nach dem Beginn der Beugung der kleinere femorale Radius die Tibia berührt, was zu einer Verringerung der Kontaktfläche führt.
Die Figuren 4(a) und 4(b) zeigen eine Lösung des Problems. Hierbei wurde der Radius des hinteren Teiles 41 der Femoralkomponente zur distalen Femur 42 gerundet. Nunmehr besteht ein konstanter Radius R des Berührens der tibialen Fläche 43. Eine computererzeugte Fläche ist bei dieser Komponente ganz deutlich mehr ausgebeult, als bei der vorausgehenden Komponente und schafft eine Vergrößerung der gesamten Kontaktfläche. Die Verringerung der Kontaktspannungen wurde als erheblich berechnet. Ein weiterer Vorteil der neuen Flächen ist die verbesserte Stabilität. Bei den Flächen gemäß Figur 3 kann man sich vorstellen, daß die gebeugte Femur nach vorn auf der Tibia mit relativ geringem Widerstand gleiten kann. Bei Figur 4 ist das vordere Gleiten wesentlich stärker beschränkt aufgrund der größeren Neigung der vorderen Tibialfläche.
Gewisse Merkmale dieser Konstruktion sind in Figur 5 dargestellt, die sagitale Ansichten einer Standardkonstruktion (Figur 5(a)) sowie einer nicht- Standardkonstruktion (Figur 5(b) und 5(c)) zeigt. Die Unterschiede der distalen femoralen Radien lassen sich klar erkennen. Diese Änderung der distalen Radien hat eine dreifache Konsequenz. Zum Einsetzen wird eine größere Resection des vorderen Knochens notwendig, obwohl dies nicht ein gravierendes Problem ist. Das zweite Problem besteht darin, daß die Patellamechanik verändert wird. Ein wichtiger Parameter der Patellafunktion ist der Hebelarm, weil dieser dazu beiträgt, die Effizienz des Quadriceps zu bestimmen. Hat das Knie eine null-Beugung, so sind die Hebelarme ähnlich, jedoch erkennt man, daß der Hebelarm der Konstruktion rechts bei einer mittleren Beugung (etwa 45 Grad) verringert wird. Dies braucht kein gravierendes Problem zu sein; eine mögliche Abhilfe besteht darin, die Lagerflächen und die Patellaflächen getrennt zu behandeln. Die Patellafläche ragt dann normal zwischen den Lagerflächen vor. Eine solche Lösung verringert die Breite der Hauptlagerbereiche und könnte insgesamt nicht vorteilhaft sein. Ein weiteres Merkmal besteht darin, daß der Femoral-Tibial- Kontaktpunkt weiter hinten liegt, als normal. Dies hat den Vorteil einer verbesserten Quadriceps-Effizienz, wie bereits erwähnt, kann jedoch zu einem nach Oberkippen des vorderen Teiles der Tibialkomponente führen.
Falls notwendig kann der Boden der Krümmung auf der Tibialfläche um 2 bis 3 mm nach vorn verschoben werden, was dieses Problem verringert.
Eine Verbesserung des Patello-femoralen Kontaktes ergibt sich aus Figur 5. Die normale Dom-Gestalt (Figur 5 (a)) weist eine hohe Übereinstimmung auf, in der Überkopfansicht gemäß Figur 6 gesehen, jedoch eine niedrige Übereinstimmung in der sagitalen Ansicht. Zahlreiche experimentelle und theoretische Studien haben gezeigt, daß der Winkel, um welchen die Patella relativ zur femoralen Komponente in der Sagitalebene verdreht wird, innerhalb 10 Grad liegt (Figur 5 (b) und 5 (c)). Dies bedeutet, daß ein hohes Maß an Konformität ohne Verlust an Bewegungsfreiheit in eine Patella hineinkonstruiert werden kann. Das neue sagitale Profil der Patella ist gestrichelt in Figur 5 (d) gezeigt. Wie man erkennt, weist sie eine abgeflachte innere Fläche 51 sowie nach außen gewandte Flächen 52 auf (Figur 6), statt einer kontinuierlichen konvexen Gestalt in sagitaler Ansicht, was eine größere Konformität mit den Seiten der Patellanut 53 ergibt. Eine solche Steigerung der Konformität führt zu stark verringerten Kontaktspannungen. Das Ergebnis einer solchen Konstruktion besteht darin, daß dann, wenn die chirurgische Plazierung in Drehrichtung ungenau ist, eine Bewegungseinschränkung bestünde. Die Krümmungen lassen sich jedoch justieren, um einen angemessenen Fehlerbereich zuzulassen.
Die obige Konstruktion ist besonders dann geeignet, wenn die vorderen und hinteren Kreuzligamente resectiert werden. In diesem Falle herrscht immer noch eine genügend große Vorwärts-Rückwärts-Laxität (etwa 5 mm insgesamt) und eine Drehlaxität (± 12 Grad), ohne Beschränkung durch gespannte Ligamente. Eine solche Laxität reicht auch aus für die Aktivitäten des täglichen Lebens. Der Nachteil besteht darin, daß die Komponenten für die Stabilität verantwortlich sind, was auflange Sicht zu Problemen bezüglich der Befestigung der Komponenten am Knochen führen können. Außerdem ist anzunehmen, daß die Resection der Cruciate das Eigenansprechen des Knies verringert mit demgemäßen Kompensationsverlustmustern. Ein weiterer Nachteil besteht darin, daß Extrembewegungen, die bei stärkeren Aktivitäten auftreten können, beschränkt werden, eine möglicher Nachteil bei jüngeren oder aktiven Patienten. Eine Lösung dieses Problems besteht darin, einen meniscalen Lagertyp einer Anordnung vorzusehen, wie bereits bei zahlreichen Konstruktionen verwirklicht, insbesondere LCS New Jersey, Oxford, Minns sowie Polyzoides - siehe US-PS 4340978 und US-PS 4085466. Bei diesen Konstruktionen ist die Vorwärts-Rückwärts-Translation sowie die Interne- Externe-Rotation völlig unbeschränkt, lediglich beim Auftreffen der Plastiklagerteile auf capsulares Weichgewebe im vorderen und rückwärtigen Bereich der Bewegungsbahnen. Eine wesentliche Einschränkung der Konstruktionen besteht jedoch darin, daß Vorwärts- und Rückwärts- Kreuzligamente erforderlich sind, da sonst die Stabilität ungenügend ist und sich die Plastiklager verschieben können.
Wenigstens zwei der Konstrukteure der oben genannten Vorrichtungen haben das Problem des distal-hinteren Radius der Femoralkomponente erkannt. Sind die Radien verschieden, so wie in Figur 3, so geht der größte Vorteil des Meniskus-Lagerkonzeptes, nämlich ein vollständiger Kontakt und niedrige Spannungen, verloren. US-PS 4 340 978 zeigt das Meniskus-Lagerkonzept. In den Figuren 1 und 3 dieses US-Patentes ist das Oxford-Schema von US-PS 4 085 466 gezeigt. Eine einheitlich-condylare Femoralkomponente hat einen kugeligen Radius, ragt jedoch hicht in einen Patellaflansch hinein. Die New Jersey-Konstruktion bevorzugt kleinere Radien hinten statt distal (Figur 22) und veranschaulicht den Verlust der vollständigen Übereinstimmung bei Beugung in Figur 33.
Eine weitere Verbesserung, die durch die vorliegende Erfindung erzielt wird, besteht darin, eine ausreichende Vorwärts- Rückwärts- und Drehstabilität zu erzielen, so daß die Prothese verwendet werden kann mit oder ohne Kreuzligamenten, so wie eine vollständige Femoral-Tibial-Konformität während des ganzen Beugungsbereiches herbeizuführen. Sie besteht im wesentlichen darin, die polierte Metallplattform zum Tragen des Kunststoff-Lagerteiles beziehungsweise der Teile konkav zu gestalten, in Sagitaansicht gesehen. Die Wirkung besteht darin, eine ständig steigenden Widerstand gegen ein Verschieben aus der Neutraposition zu bieten. In dieser Beziehung lassen sich die Stabilitäts- und Laxitäts-Merkmale ähnlich jenen eines normalen Knies machen, oder eines üblichen Typus einer Condylar-Prothese. Die schematischen Ansichten (Figur 7 (a)) zeigen die Gesamtanordnung in Draufsicht mit einer Metallplatte oder Plattform 71 zum Befestigen an der Tibia, mit einer polierten zylindrischen Fläche an der Oberseite der Platte und einer Plastik-Lagerkomponente 72, die auf der polierten Fläche gleitet. Die femoralen Condylarflächen dienen dazu, einen konstanten sagitalen Radius in jenem Bereich aufzuweisen, der an der Plastikfläche als Gelenk wirkt, und stimmen eng mit der tibialen Fläche in der frontalen und in der sagitalen Ebene Überein. Ein wichtiges Merkmal besteht darin, daß der Radius der Plastikfläche kleiner als jener der zylindrischen Fläche ist. Die zylindrische Gestalt der Lagerflächen ist in Figur 7(b) gezeigt, wobei R² größer als R¹ ist. Figur 7(c) zeigt den medial-lateralen Schnitt sowie einen zentralen Befestigungszapfen 73 und Anti-Rotations-Zapfen 74, um die Plattform 71 daran zu hindern, sich auf der Tibia zu verdrehen.
Bei einer einteiligen Plastikkomponente der in den Figuren 7(a) bis 7(c) gezeigten Art ist ein Verdrehen nicht möglich ohne Verlust des vollständigen Kontaktes der zylindrischen Flächen. Jedoch ist eine Vorwärts-Rückwärts- Verschiebung möglich. Die Anordnung, die eine Vorwärts-Rückwärts- Bewegung einer einteiligen Plastik-Tibiallagerkomponente erlaubt, ist in den Figuren 8(a) und 8(b) gezeigt. Die metallische Plattform 81 trägt eine Plastik- Lagerkomponente 82, die zwecks Vorwärts-Rückwärts-Bewegung an einer Schiene 83 geführt ist, die ihrerseits an der Plattform 81 fixiert oder mit dieser einteilig ist. Die Plattform ist in der Sagitalebene gekrümmt, so wie in Figur 7(b) gezeigt. Es kann zweckmäßig sein, die Vorwärts-Rückwärts-Bewegung innerhalb Grenzen zu beschränken durch Vorsehen eines entsprechenden Anschlags, zum Beispiel mittels eines stehenden Zapfens 84, der an der Plattform befestigt ist, und eines Langlochs 85 im Lagerpolster 82. Das Polster 82 kann sich somit in Vorwärts-Rückwärts-Bewegung frei in den Zapfen 84 hineinbewegen, dabei an einem Ende des Langloches anschlagen. Ein alternatives Verfahren zum Vorsehen von Anschlägen ist gestrichelt dargestellt in Figur 8(a), wobei die Aussparung in der Plastik-Meniskuskomponente 82 eine Wand 86 aufweist, an welcher die Stirnfläche der Schiene 83 anliegt und die Vorwärts-Rückwärts-Bewegung in einer Richtung begrenzt.
Getrennte Plastikpolster 91, 92 (siehe Figuren 9(a) und 9(b)) sind eine alternative Anordnung, getragen auf einer gemeinsamen metallischen Plattform 93. Eine lineare Führung wird durch eine Metallschiene 94 erzielt, wobei ein kleiner Spalt zwischen den Polstern und der Schiene herrscht. Auch hier ist wiederum die Fläche zwischen der Plattform und den Polstern gekrümmt. Bei zwei getrennten Plastikkomponenten ist sowohl eine Vorwärts- Rückwärts-Translation als auch eine Interne-Extern-Rotation möglich. Für die letztere ist bei den Lagerflächen, die einen Abstand von 48 mm haben, nur eine 0,8 mm-Einwärtsbewegung pro Seite notwendig, um es zu ± 15 Grad- Verdrehung aufzunehmen.
Um die Plastikkomponenten zu erfassen, können unterschiedliche Möglichkeiten ins Auge gefaßt werden, beispielsweise T-förmige Metallschienen, unter welchen eine Plastiklippe gehalten ist. Dies ist in Figur 10 veranschaulicht, die eine Ansicht ähnlich jener gemäß Figur 7(c) ist. Ein tibiales Lagerpolster 101 ist zwecks gleitender Vorwärts-Rückwärts-Bewegung auf Plattform 103 gelagert. Das Polster 101 ist eingespannt und geführt durch die Schiene 102 von T-förmigen Querschnitt. Figur 10 zeigt ferner eine alternative Einspann- und Führungseinnchtung mittels seitlicher Führungen 104 mit nach innen gewandten Vorsprüngen 105, die in Schlitze im Plastikpolster eingreifen. Eine zentrale Führungsschiene ist zu bevorzugen, da diese weniger zu Staubbildung neigt.
Bei der oben beschriebenen Konstruktion sind die Femoralkomponenten und die tibiale metallische Plattform aus einem Metall hergestellt, das geeignet ist für die Implantation in den menschlichen Körper. Beispiel sind Cobalt- Chrom- sowie Titanverbindungen und rostfreie Stähle. Die künstliche Patella (falls vorhanden) und/oder die Plastik-Lagerkomponenten können aus jeglichem biokompatiblen Material hergestellt sein, geeignet zum Aufnehmen der aufgebrachten Lasten und zum Entwickeln geeigneter Lagereigenschaften, wenn mit einer polierten Metallfläche in Kontakt stehend. Das Kunststoffmaterial sollte unter diesen Bedingungen niedrige Reibeigenschaften haben. Beispiele geeigneter Materialien sind Polyethylene ultra-hohen Molekulargewichtes oder Acetal-Copolymere.

Claims

1. Tibialkomponente einer Knieprothese, umfassend eine nach oben konkave metallische Plattform (71, 81), dazu bestimmt, an einer resectierten Tibia befestigt zu werden, sowie eine Plastik- Lagerkomponente (72, 82), montiert zwecks gleitender Bewegung hierauf, dadurch gekennzeichnet, daß die zusammenpassende Fläche zwischen der Plastikkomponente und der metallischen Plattform im wesentlichen zylindrisch ist, wobei sich die Achse des Zylinders in einer seitlichen Mediallinie erstreckt.

2. Tibial komponente nach Anspruch 1, wobei die Kunststoff- Lagerkomponente zwei Kunststoff-Lagerkomponenten (91, 92) umfaßt, die zwischen jeder Plastikkomponente und der metallischen Plattform auf einem Zylinder liegt, deren Achse sich in einer seitlich-medialen Richtung erstreckt.

3. Komponente nach Anspruch 2, wobei die genannten Kunststoff- Lagerkomponenten auf einander gegenüberliegenden Seiten einer Führungsschiene (94) angeordnet sind, die sich in der Vorwärts- Rückwärts-Richtung erstreckt und dazu dient die genannten Kunststoff- Lagerkomponenten bei einer Gleitbewegung relativ zur metallischen Plattform in Vorwärts-Rückwärts-Richtung zu führen.