Un sistema de implante ortopédico para la implantación en un hueso (3) de un paciente,

comprendiendo el sistema: un implante ortopédico que comprende una porción intraósea (1), teniendo la porción intraósea (1): un primer lado; un segundo lado; y al menos un agujero (15) para tornillo, teniendo el agujero (15) para tornillo: una abertura de entrada en el primer lado; una porción intermedia (34) de agujero ahusado de forma cónica de diámetro decreciente desde la abertura de entrada hacia el segundo lado; y una porción roscada internamente (35) ubicada entre la porción intermedia (34) del agujero y el segundo lado; al menos un tornillo (5) para huesos que tiene: un extremo frontal roscado externamente (17) para un acoplamiento con la porción roscada internamente (35) del agujero (15) para tornillo, teniendo el extremo frontal (17) un primer diámetro de rosca; una cabeza roscada externamente (19) para un acoplamiento con el hueso (3), teniendo la cabeza (19) un segundo diámetro de rosca; y una porción intermedia (18) del tornillo ahusada de forma cónica entre el extremo frontal (17) y la cabeza (19), estando ahusada la porción intermedia (18) del tornillo desde un diámetro mayor cerca de la cabeza (19) hasta un diámetro menor cerca del extremo frontal (17)

CAMPO TÉCNICO

La presente invención versa en general acerca de una prótesis mejorada de articulación.

ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

En poco más de tres décadas desde el comienzo de su uso generalizado, la sustitución total de la cadera (THR) ha 5 cambiado la práctica de la cirugía ortopédica. Se ha creado una nueva industria completa para dar soporte a la THR y, más importantemente, la THR ha mejorado la calidad de vida de millones de pacientes hasta un extremo que no tiene parangón en ningún otro procedimiento único en la historia de la cirugía. Todo esto fue hecho posible originalmente con la llegada de la THR cementada. En la primera década después del trabajo vanguardista de Chamley, una amplia base de cirujanos formados, una industria muy motivada y pólizas de seguros médicos acordes han dado lugar a una 10 aceptación mundial de la THR, puesta de manifiesto por un crecimiento exponencial en el número de procedimientos que se llevan a cabo, actualmente más de 600.000 anualmente en el mundo.

Sin embargo, este periodo inicial de optimismo desenfrenado fue seguido por una ola de innovaciones después de que los resultados a largo plazo llegasen a estar disponibles y el número de revisiones (intercambio o extirpación de uno o ambos de los componentes femoral y acetabular de una THR) también comenzaron a aumentar. La mayor parte de la 15 responsabilidad de la frecuencia creciente de revisión se atribuyó al cemento óseo, y los esfuerzos para eliminarlo, mediante un denominado anclaje sin cemento, dominaron la siguiente década. Pero, de nuevo, los resultados clínicos a largo plazo forzaron un cambio en la normativa, los diseños sin cemento de THR no igualaban el estándar fijado por el diseño cementado de prótesis de cadera de tipo Chamley.

A pesar de programas médicos de formación razonablemente uniformes, y de la bibliografía profesional disponible y 20 estudiada de forma generalizada, hasta la actualidad continúa habiendo diferencias significativas en las posturas de control de la práctica de la THR en distintas regiones geográficas, y probablemente continuará siendo así. Hay países en los que más del 95% de los procedimientos de THR son cementados (por ejemplo, Suecia) pero también aquellos en los que los que son sin cemento tienen una ventaja (por ejemplo, Alemania, siendo sin cemento aproximadamente 2 de cada 3 THR). La THR híbrida (es decir, en la que un componente está cementado y el otro no lo está) también ha 25 ganado una gran aceptación, especialmente en los EE. UU., siendo, normalmente, sin cemento el componente acetabular y cementado el tallo femoral, aunque el enfoque opuesto también tiene algunos partidarios, y esto tiene mérito en vista de algunos resultados clínicos publicados recientemente.

El Registro sueco de caderas (y los registros implementados más recientemente en Noruega y en Finlandia) ha desempeñado un papel decisivo para eliminar planteamientos con un desempeño deficiente. Sin embargo, solo en 30 Suecia se utiliza un número limitado de los diseños de cadera disponibles actualmente en el mundo en números lo suficientemente grandes como para sacar cualquier conclusión. Muchos fracasos en la innovación también han producido una comunidad quirúrgica muy cautelosa, especialmente en Escandinavia. Como resultado de esta práctica de monitorización y de control de la selección de implantes y de técnicas quirúrgicas, impuestas al publicar los datos del Registro (incluyendo el rendimiento de clínicas individuales), únicamente uno de cada diez procedimientos de THR 35 llevados a cabo en la actualidad en Suecia es una revisión. En comparación, los datos menos precisos indican que uno de cada cinco procedimientos de THR en los EE. UU. es una revisión, y el número puede llegar a ser de hasta uno de cada tres o cuatro en Alemania.

La cantidad de las cirugías de revisión depende de muchos factores distintos del diseño de la prótesis. Sin embargo, es indiscutible que uno de los factores principales es el rendimiento aún superior de la THR cementada en comparación 40 con la que es sin cemento. En el Registro sueco, la cantidad total de revisiones de THR sin cemento es el doble de la de las THR cementadas utilizando técnicas modernas de cementación. El debate ha llegado a estar dominado por el uso de un único parámetro de resultado de la THR —uno en el que está basado el Registro sueco— la “tasa de supervivencia” de las THR. La tasa de supervivencia de un diseño de THR está definida como el porcentaje de dichas THR que permanecen en el paciente (es decir, que no son revisadas). Dado que la tasa de supervivencia es de 45 aproximadamente un 95% a los diez años para una buena prótesis y un buen cemento, utilizada de forma apropiada, parece ser que debería haber mucha menos presión para la innovación de lo que sugiere la variación de los modelos de THR presentes en el mercado y por los esfuerzos continuos para mejorar los diseños sin cemento y las técnicas de cementación. Una de las razones que incitan las nuevas innovaciones es que tanto los cirujanos como los fabricantes de implantes necesitan algo nuevo para lograr reconocimiento y una cuota del mercado, lo que es difícil de conseguir en 50 el campo no diferenciado de Chamleys cementadas.

A pesar del 95% de supervivencia de diez años de THR cementadas, se reconoce que hay problemas reales que hay que solucionar a la larga. En consecuencia, el Registro sueco ha emprendido recientemente un proyecto para estimar el rendimiento de un número menor de casos que no han sido revisados (y, por lo tanto, hasta ahora, no entraban en el Registro con un resulta). Se prevé que los resultados mostrarán que alrededor del 15% de los pacientes tienen una THR 55 fallida a los 10 años, pero no han sido revisadas por diversas razones, tal como la edad avanzada (y una esperanza de vida restante limitada) del paciente. En pacientes más jóvenes las frecuencias de revisión son mayores, y las THR sin cemento disponibles en la actualidad parece que no han efectuado ningún impacto positivo.

Por lo tanto, las limitaciones de los enfoques convencionales a la THR que necesitan ser solucionadas a la larga pueden ser resumidas como sigue:

* en tallos cementados diseñados de forma apropiada, la mayoría de los fallos son debidos a una resistencia limitada a la fatiga del cemento óseo (lo que da lugar a un denominado aflojamiento aséptico);

* en tallos sin cemento la mayoría de los fallos son debidos a pérdida ósea inducida por el movimiento en la 5 superficie de contacto tallo-hueso;

* en componentes acetabulares, la dificultad de casar el implante a hueso reticular muy compatible, con o sin cemento, da lugar a la formación de tejido blando en la superficie de contacto que puede progresar hasta una inestabilidad flagrante;

* respuesta biológica a los detritos resultantes del desgaste, producidos en todas las superficies de contacto en 10 las que se produce un movimiento relativo, a propósito o por accidente, incluyendo la propia articulación artificial, puede dar lugar a la activación de la resorción ósea, denominado osteólisis, que puede progresar hasta un aflojamiento flagrante de los componentes protésicos, o incluso a fracturas óseas.

La invención descrita en el presente documento aborda con éxito los retos de poner en contacto componentes protésicos con el hueso, permitiendo a los pacientes un uso sin restricciones de la articulación sustituida en el periodo 15 postoperatorio inmediato, proporcionando, no obstante, un anclaje estable con el hueso de duración ilimitada. La invención se da a conocer con detalle completo en un ejemplo del componente femoral de una prótesis total de la cadera, pero es evidente que se pueden aplicar los mismos principios a muchas otras prótesis, por ejemplo, hombro (componente humeral), codo (ambos componentes), rodilla (ambos componentes), dedo (ambos componentes). También es aplicable a implantes dentales y vertebrales. En esta revelación esas otras aplicaciones solo se esbozan; 20 un experto en la técnica del diseño y del uso de dichos componentes podría, siguiendo el ejemplo de la prótesis total de la cadera, producir, sin duda, todos los implantes, los instrumentos y los procedimientos de inserción necesarios.

La presente invención elimina un inconveniente de los componentes femorales fijados por tornillo para una prótesis total de cadera conocida en la técnica anterior, según se ilustra en la patente estadounidense nº 5.458.654 que muestra un tallo intramedular con agujeros ahusados... [Seguir leyendo]

1. Un sistema de implante ortopédico para la implantación en un hueso (3) de un paciente, comprendiendo el sistema:

un implante ortopédico que comprende una porción intraósea (1), teniendo la porción intraósea (1):

un primer lado; 5

un segundo lado; y

al menos un agujero (15) para tornillo, teniendo el agujero (15) para tornillo:

una abertura de entrada en el primer lado;

una porción intermedia (34) de agujero ahusado de forma cónica de diámetro decreciente desde la abertura de entrada hacia el segundo lado; y 10

una porción roscada internamente (35) ubicada entre la porción intermedia (34) del agujero y el segundo lado;

al menos un tornillo (5) para huesos que tiene:

un extremo frontal roscado externamente (17) para un acoplamiento con la porción roscada internamente (35) del agujero (15) para tornillo, teniendo el extremo frontal (17) un primer diámetro 15 de rosca;

una cabeza roscada externamente (19) para un acoplamiento con el hueso (3), teniendo la cabeza (19) un segundo diámetro de rosca; y

una porción intermedia (18) del tornillo ahusada de forma cónica entre el extremo frontal (17) y la cabeza (19), estando ahusada la porción intermedia (18) del tornillo desde un diámetro mayor 20 cerca de la cabeza (19) hasta un diámetro menor cerca del extremo frontal (17).

2. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que el segundo diámetro de rosca es mayor que el diámetro mayor de la porción intermedia (18) del tornillo y el primer diámetro de rosca es menor que el diámetro mayor de la porción intermedia (18) del tornillo.

3. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que el extremo frontal (17) del tornillo (5) 25 para huesos se acopla con la porción roscada internamente (35) del agujero (15) para tornillo cuando el tornillo (5) está insertado en la porción intraósea (1), poniendo este acoplamiento la porción intermedia (18) del tornillo en acoplamiento con la porción intermedia (34) del agujero según se hace avanzar el tornillo (5), fijando de ese modo el tornillo (5) y el implante ortopédico.

4. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 3, en el que el sistema es para ser utilizado con un 30 hueso (3) que tiene una corteza cercana (4), una corteza lejana (7), y una región intraósea (2), y en el que, además, la cabeza roscada externamente (19) del tornillo se acopla con la corteza cercana (4) del hueso (3), acoplando de ese modo el implante ortopédico al hueso (3) en aposición estrecha con la superficie interior de la corteza cercana (4).

5. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que el agujero (15) para tornillo es un 35 agujero ciego que no se extiende hasta el segundo lado de la porción intraósea (1).

6. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que el agujero (15) para tornillo es un agujero pasante que se extiende hasta el segundo lado de la porción intraósea (1).

7. Un implante ortopédico según la reivindicación 6, en el que, además, el extremo frontal (17) del tornillo (5) se acopla a la corteza lejana (7) del hueso (3)'. 40

8. Un implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que la porción intermedia (18) del tornillo tiene un ángulo hemicónico de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 15 grados.

9. Un implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que la porción intermedia (18) del tornillo tiene un ángulo hemicónico de aproximadamente 3 hasta aproximadamente 8 grados.

10. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que el tornillo (5) para huesos tiene, 45 además, una porción (37) de transición, ubicada entre la porción intermedia (18) del tornillo y la cabeza (19) del tornillo, dotada la porción (37) de transición de estrías autorroscantes (38).

11. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, en el que las roscas del extremo frontal (17) del

tornillo (5) tienen un paso generalmente igual al de las roscas de la cabeza (19) del tornillo.

12. Un sistema de implante ortopédico según la reivindicación 1, que comprende, además, una guía (22) que se bloquea al implante y que tiene un agujero (25) de guía generalmente coaxial con el agujero (15) para tornillo en la porción intraósea (1) del implante cuando la guía (22) está bloqueada al implante.

13. Una prótesis de la articulación de la cadera que comprende: 5

un componente femoral que tiene un tallo intramedular (1), teniendo el tallo (1):

una cara interna;

una cara lateral; y

al menos un agujero (15) para tornillo, teniendo el agujero (15) para tornillo:

una abertura de entrada en la cara interna; 10

una porción intermedia (34) de agujero ahusada de forma cónica de diámetro decreciente desde la abertura de entrada hacia la cara lateral; y

una porción roscada internamente (35) ubicada entre la porción intermedia (34) del agujero y la cara lateral;

al menos un tornillo (5) para huesos, que tiene: 15

un extremo frontal roscado externamente (17) para un acoplamiento con la porción roscada internamente (35) del agujero (15) para tornillo, teniendo el extremo frontal (17) un primer diámetro de rosca;

una cabeza roscada externamente (19) para un acoplamiento con la corteza interna (4) del fémur (3), teniendo la cabeza (19) un segundo diámetro de rosca; y 20

una porción intermedia (18) de tornillo ahusada de forma cónica entre la cabeza (19) y el extremo frontal (17), ahusándose la porción intermedia (18) del tornillo desde un diámetro mayor cerca de la cabeza (19) hasta un diámetro menor cerca del extremo frontal (17).

14. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que el segundo diámetro de rosca es mayor que el diámetro mayor de la porción intermedia (18) del tornillo y el primer diámetro de rosca es 25 menor que el diámetro mayor de la porción intermedia (18) del tornillo.

15. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que el extremo frontal (17) del tornillo (5) se acopla con la porción roscada internamente (35) del agujero (15) para tornillo cuando se inserta el tornillo (5) en el tallo (1), poniendo el acoplamiento la porción intermedia (18) del tornillo en acoplamiento con la porción intermedia (34) del agujero según se hace avanzar el tornillo (5), fijando de ese modo el tornillo (5) y el 30 componente femoral.

16. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 15, en la que la prótesis es para ser utilizada con un fémur (3) que tiene una corteza interna (4), una corteza lateral (7), y una región intramedular (2), y en la que, además, la cabeza roscada externamente (19) del tornillo (5) para huesos se acopla a la corteza interna (4), acoplando de ese modo el componente femoral al fémur (3) en aposición estrecha con la 35 superficie interior de la corteza interna (4).

17. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que el agujero (15) para tornillo es un agujero ciego que no se extiende hasta la cara lateral del tallo (1).

18. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que el agujero (15) para tornillo es un agujero pasante que se extiende hasta la cara lateral del tallo (1). 40

19. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que la porción intermedia (34) del tornillo tiene un ángulo hemicónico de aproximadamente 1 hasta aproximadamente 15 grados.

20. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que la porción intermedia (34) del tornillo tiene un ángulo hemicónico de aproximadamente 3 hasta aproximadamente 8 grados.

21. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que el tornillo (5) para huesos 45 tiene, además, una porción (37) de transición, ubicada entre la porción intermedia (34) del tornillo y la cabeza (19) del tornillo, dotada la porción (37) de transición de estrías autorroscantes (38).

22. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, en la que las roscas del extremo frontal

(17) del tornillo (5) tienen un paso generalmente igual al de las roscas de la cabeza (19) del tornillo.

23. Una prótesis de la articulación de la cadera según la reivindicación 13, que comprende, además, una guía (22) que se bloquea con el componente femoral (1) y que tiene un agujero (25) de guía generalmente coaxial con el agujero (15) para tornillo en el tallo (1) cuando la guía (22) está bloqueada al componente femoral (1).

24. La prótesis de la articulación de la cadera de la reivindicación 13, en la que la prótesis de la articulación de la 5 cadera es sin cemento y en la que un único tamaño del tallo intramedular (1) es adecuado para ser utilizado con una amplia gama de tamaños de fémur (3).