CN101980671A - 关节假体 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种构造成可替代自然关节的可植入的关节假体以及用于植入的方法。该假体可包括可植入在第一骨中的第一构件和可植入在第二骨中的第二构件，第一构件具有第一承靠面，第二构件具有与第一承靠面相对应的第二承靠面。各个承靠面可包括平整段，使得当承靠面被安置成可按优选的定向而彼此协作时，平整段是对准的。或者，承靠面可具有非对称的构造，带有不一致的表面，其可实现畸形的矫正。本发明公开了几种类型的可植入的关节假体，包括：腕掌关节、掌指关节、跖趾关节、远端指间关节、近端指间关节、踝关节、膝关节、肩关节和髋关节。

Description

关节假体

技术领域

本发明涉及整形医学，并且更具体地涉及利用人造关节假体置换关节的方法和装置。

发明背景

脊椎关节成形术是正在形成的提供承诺修复和/或维护正常脊椎运动的领域。脊椎关节成形术的目标是通过在手术层面上维持正常脊椎的生物力学性能来减少或消除相邻节疾病(ASD)。为实现这个目标，人造颈修复术必须尽可能接近地复制自然脊椎的生物力学性能，包括维护盘的轴向高度，以及在整个自然脊柱的全部运动范围内实施角度调整。

脊柱在神经保护、负荷承受和运动里扮演整体角色。椎骨柱为骨骼提供了强度好且可动的中轴，而且椎骨柱由24个椎骨体和75个稳定关节组成。椎间盘是脊椎运动节的基本元件，提供了缓冲和柔性。相邻椎骨通过三个关节连接在一起：a)椎骨体和盘，它们传送压缩负荷和切变负荷并提供柔性，及b)通过两个面接合，其保护盘免受平移的切变应力并且限制旋转。这种“三重接合组合”允许脊柱的弯曲、伸展、侧弯和旋转。

椎间盘由称作果肉状核的凝胶状内基体以及称作纤维环面的外环纤维带构成。当压缩负荷置于脊柱上时，果肉状核中增大的压力传递到环面上，其向外凸出。椎间盘的退化性滑落最初包含果肉状核的干燥。随着弹性的降低以及来自于核的潮湿化，增加的负荷传递到环面和小平面上。在环面上增加的应力可导致在其胶原纤维中出现裂纹和放射状的裂缝。随着进一步退化，这可能导致盘的周边凸出，包含和不包含的盘突出，以及盘的完全干燥。退化性滑落可通过刺激环面里的疼痛纤维导致中轴疼痛，或脊椎神经根部和/或脊髓的压缩。这可在手臂或腿或这两者的运动肌虚弱、疼痛和/或麻木中表现出来。

盘的结构和功能可由包括重复应力、创伤、感染、瘤、变形、节的不稳定和炎症条件在内的多种因素而改变。椎间盘的退化是可归因于脊柱的最普遍的临床症状病因。脊柱退化是人类衰老中普遍的伴随现象。由神经根部压缩产生的颈椎、颈和臂的疼痛，估计会影响51％的成年人。脊柱的椎关节硬化和衰老密切相关，椎关节硬化伴随着年龄更加流行和严重。幸运的是，大多数患者无需通过手术就会变好。在大约10-15％的病例中，椎关节硬化与持续的神经根部和脊髓压缩和/或脊椎疼痛有关，小部分最终需要手术。

在美国最普遍使用的治疗脊柱退化症(椎关节硬化)的手术类型是脊椎融合术。在介体融合术中，移出病盘并从患者髋部移出楔骨，并将同种异体植入物或金属间隔件置于移出盘的椎骨之间。这样就固定了功能脊椎单元。这种手术可成功地用于消除运动移位，但也有其不利之处。通过将活动的、功能性的脊椎单元转化为固定的、非功能性的脊椎单元，这种融合就导致在相邻于融合节处的水平产生增加的应力分布型式。当脊柱的节被融合时，消除了在手术层面的运动移位。因此，在手术位置会正常地被盘吸收的应力现在转移到相邻的节上。这可能导致一个或几个脊椎单元产生接近感染水平的相邻节疾病(ASD)。ASD可定义为出现在邻近早期融合运动节的症状退化改变的临床综合症。追溯研究估计，ASD能以每年2.9％的速率出现在颈椎处，预估的幸存率在10年中为26％(可见Hilibrand AS，Carlson GD，Palumbo M，Jones PK，Bohlman HH的论文：Radiculopathy and myelopathy at segments adjacent to the site of a previous anterior cervical arthrodesis.J Bone Joint Surg(Am)81：519-528，1999年)。

在颈椎中，每年有数以千计的北美人进行颈椎关节硬化的手术。大多数的这些步骤涉及脊髓摘除术和/或神经根部减压的早期的椎间盘摘除术。颈椎关节硬化手术处理中早期的迹象为神经根病、脊髓病和/或颈部疼痛。伴随椎间盘摘除术之后，通常进行早期的介体融合术。从髂骨的嵴或尸骨得到的自体固有的骨最常见用于填充由于移去盘所产生的空隙。还有许多其它的方案被建议过，包括金属装置，例如融合支架或其它类型的隔件、异种植入物，例如牛骨，以及生物学方案，例如生长因子的使用。用于介体融合的植入物可定制成用于修正颈椎的潜在变形。通过对植入物造型，人们可以将脊柱前凸还原为直的或脊柱后凸的脊柱。

最近的脊椎融合的选择是用运动保持装置对损坏盘置换，其包括核(nucleus)或全盘替代物(TDR)中的一个。人造盘发展的根本原因是为了防止相邻节疾病。人造盘装置可广义地划分为两类，即，仅替代核并保留完整环面和椎骨体端板的那些人造盘装置，以及那些包括盘替代物和假体端板附加物的人造盘装置。这两种方案都是以椎间盘功能的修复为指导。例如在美国专利No.5047055和5192326中描述了假体的核。美国专利申请US 2002/0183848也公开了具有由约束套环绕的水凝胶核的假体脊椎盘核。

有一些不同类型的假体装置用于为TDR设计的颈部或腰部的脊柱节中。例如，Prodisc^TM和Charite^TM盘是带聚乙烯核的钴铬端板的合成物。在美国专利No.5314477中介绍了Prodisc^TM，并且在美国专利No.5401269和5556431中介绍了Charite^TM盘。Prestige^TM盘是另一类型的人造盘，其包括带有球槽关节的金属设计的金属。在颈椎中正在普遍采用的另一类型的人造盘是

盘，其在几个美国专利申请中都有介绍，包括2004/0098131；2004/00544411；和2002/0128715。

盘是具有低摩擦、耐磨损、弹性核的合成的人造盘，其由两个环状金属板用关节连接起来。

目前至少有四种人造颈盘替代物系统正经受世界范围内的临床试验。这些包括不受限的装置，例如PCM颈盘。这些不受限的装置不具有限定其运动范围的机械阻挡件。

颈盘、Prodisc^TM C和Prestige^TM LP颈盘系统不同程度地限制了运动移位的范围。这些系统可被认为是半约束的，因为存在处于正常运动范围之外的机械阻挡件。迄今为止，只有Charite^TM盘在美国被批准使用。

人造脊椎盘已经被植入，以用于对产生神经根病、脊髓病和/或中轴脊椎疼痛的退化盘疾病进行控制。更近以来，已经采用人造盘用于创伤的治疗。TDR的目标是重现自然盘的生物力学性能。早前的对单级和多级盘替代物的临床和生物力学性能研究已报告了良好的临床结果，并在手术层面上保持了运动的范围。然而，运动范围的保持作为人造盘的重要特征，仅仅是脊椎生物力学性能的单个措施。还需要考虑盘对于手术层面的角度、平均盘间隙高度和整个脊椎对准(矢状的和冠状的平衡)的影响。

虽然人造盘的采用造就了许多成功的手术，但仍存在许多与当前盘相关的问题。例如，所有当前人造颈盘具有贯穿全盘的固定高度。目前可用的人造盘在患者术后重新设定支撑头部和身体重量的竖直位置之后，可能在脊柱相邻节产生病灶性的脊柱后凸或脊柱后凸的问题。例如对于

盘，允许端板围绕所有旋转轴线自由移动，从而允许端板呈现由于头部和颈部施加在植入物上的力而产生的位置。有时，这个位置可能与盘在手术中的定位有很大的不同。一些发表的对于颈盘替代物系统的研究报告了术后假体端板和颈椎对准而发展为脊柱后凸的趋势。[可参见Pickett GE，Mitsis DK，Sekhon LH等人的论文“Effects of a cervical disc prosthesis on segmental and cervical spine alignment”。Neurosurg Focus 2004；17(E5)：30-35；Johnson JP，Lauryssen C，Cambron HO等人的论文“Sagittal alignment and the

Cervical disc”。Neurosurg Focus 2004；17(E14)：1-4；Sekhon LHS的论文“Cervical arthroplasty in the management of spondylotic：18month results”。Neurosurg Focus 2004；17(E8)：55-61]假体的脊柱后凸角度归因于植入物的被动(未受约束的运动，其带有移动的核和可变的瞬时旋转轴线)设计。当前的TDR系统中，没有一个解决这个主要的并发症。

作为退化过程的结果，大量的脊椎盘疾病患者丧失脊柱的矢状对准。此外，也可能出现冠状不平衡的变化角度。可用的人造盘替代物系统中没有一个设计成可恢复直脊柱的正常对准，其具有病灶的/普遍的脊柱后凸或冠变形。现有被插入到直的、脊柱后凸的或有角度的脊椎节中的人造盘替代物系统可能呈现由小面、韧带和肌肉力量所确定的角度和局部生物力学性能。因此，术前直脊柱的患者可能会发展为术后脊柱后凸，而且术前脊柱后凸的患者可能术后会有变形恶化。在脊柱节的不稳定性和临床性显著退化疾病的发展中已经涉及过脊柱的脊柱后凸。一些临床研究已经介绍过脊柱矢状或冠状平衡的变化可能在ASD开始和/或ASD加速时导致临床上重大的中轴脊椎疼痛。[可参见Kawakami M，Tamaki T，Yoshida M等人的论文“Axial symptoms and cervical alignment afteranterior spinal fusion for patients with cervical myelopathy”。J Spinal Disord 1999；12：50-60；Harrison DD，Harrison DE，Janik TJ等人的论文“Modeling of the sagittal cervical spine as a methodto discriminate hypolordosis：results of elliptical and circular modeling in 72 asymptomaticsubjects，52 acute neck pain subjects，and 70 chronic neck pain subjects”。Spine 2004；29：2485-2492；Katsuura A，Hukuda S，Saruhashi Y等人的论文“Kyphotic malalignment after anteriorcervical fusion is one of the factors promoting the degenerative process in adjacentintervertebral levels”。Eur Spine J 2001；10：320-324；Ferch RD，Shad A，Cadoux-Hudson TA，Teddy PJ的论文“Anterior correction of cervical kyphotic deformity：effects onmyelopathy，neck pain，and sagittal alignment”。J Neurosurg 2004；100：S13-S19；Katsuura A，Hukuda S，Imanaka T，Miyamoto K，KanemotoM的论文“Anterior cervical plate used in degenerative disease can maintain cervicallordosis”。J Spinal Disord 1996；9：470-476]

当由头部和身体施加于人造盘上的力可能抵消所需的矫正时，可能不足以维持试图通过简单地选择人造盘的端板或核来提供变形矫正，同时仍保持围绕所有旋转轴线的自由移动。为了提供可维持的矫正，需要对旋转轴线进行限制。从设计角度看，目标是设计出能够矫正变形(冠状的和矢状的)的人造盘，其具有在正常运动范围之外的(半约束的)机械阻挡件，并且优选具有可变的瞬时旋转轴线(IAR)。

对旋转轴线的限制可归为两类。第一类是利用支持矫正的轴线的永久旋转或平移来提供矫正。这利用核和端板自身的几何形状来完成，并被称为几何约束类。第二类是保持绕所有轴线的自由运动范围，但利用材料支撑来提供矫正。这种类型的设计通过将可变形材料安置在矫正平面上以便在此平面正常旋转从而提供矫正。这是设计的材料约束分类。

退化性盘疾病在我们的社会上是发病的主要来源。它可能会为那些患者带来严重的经济和情绪问题。因此，需要可以减轻脊柱病症症状和矫正变形(矢状的变形或冠状的变形或这两者)的人造盘。

本发明的概要

目前有许多不同的方案，其可使用盘替代物来解决对脊柱对准/变形矫正的需求。对于大多数可用的盘，盘插入的角度可显著地改变假体的方向。这涉及到骨的移除和用于假体的端板制备。通过改变插入角度，盘可平行地或以一定角度放置到盘间隙中。不幸的是，仅通过改变插入的角度，还不能矫正脊柱潜在的变形。简单地改变插入角度不足以对那些不具有足够的承受支撑件或结构的偏心负荷来维持变形矫正的装置进行补偿。

矫正腰椎中的脊柱前凸的方案由Link-Charite^TM和Prodisc^TM腰盘替代物系统通过使用楔形端板而得以利用。楔形端板还被用于至少一个带

颈盘系统的案例。然而，目前对于颈盘替代物系统，楔形端板不是常规可用到的。使用楔形端板的方案涉及形成不同的贯穿端板的厚度。位于球和承窝/槽之间或位于核与端板之间的关节连接是不变的，这是有利的，因为假体如何提供运动的复杂几何形状是不变的。然而不利之处是，如果由于过度矫正的端板或未足够矫正的端板而造成错误，那么这种方案是不能容许的。在外科手术时端板的修正可能很困难，而且甚至可能妨碍盘间隙接受盘替代物。由于多数系统在端板上具有涂层来促进骨质向内生长，所以后面的修正可能变得极为困难或甚至不可能。由于端板有两个表面，即与骨接触的外表面和与核或核心关节连接的内表面，所以可设想通过改变内表面的位置或几何结构来改变旋转中心。这将最适用于用作“球和承窝”关节的假体。通过改变“承窝”或凹槽的位置，可改变假体如何在盘的层面影响对准。

实现脊柱前凸矫正的一种可选方法是通过改变核或内核心。这种方法最大的好处是核或核心可以更容易进行互换或修正。在手术过程中，可使用仪器来测量所需的矫正量和可插入的合适核。通过设计核中的矫正量，可为外科医生提供插入的灵活性和方便性，以及之后进行修正的能力，这在其它的方法中是没有提供的。

本发明包括新颖的人造盘，其提供了自然椎间盘的正常运动范围以及矫正脊柱变形的能力。所提出的盘允许功能性脊椎单元具有半约束的运动范围。其将重现术前正常脊柱的动力学性能。其将拥有最大的耐用性和生物相容性，以及使自身整合为长期稳定的脊柱骨结构的装置。它的插入将是安全、简单和理想的，同现有操作相比不会增加手术时间。同现有的盘替代物系统比较而言，它在保持脊柱的自然动力学性能的同时，可允许外科医生矫正变形。

这个系统主要的优点是核很容易修正。例如，在

盘需要修正的多数病例中，整个盘包括端板都必须被移除。在脊柱的对准随时间改变的病例中，特别是对小孩和年青人而言，这个新的盘替代物系统可根据需要而允许核的修正。

本发明通过提供用于脊椎对准变形矫正的人造盘，而解决了现有技术的人造盘相关的问题。

本发明的人造盘可用于包括矫正脊椎变形例如脊柱后凸、脊柱前凸和脊柱侧凸在内的退化性盘疾病的治疗。

本发明一方面的目的是提供一种改良的人造盘替代物，其维持手术层面的运动，并减少相邻节疾病的发生。

在本发明的一个方面，人造盘包含具有不对称最大垂直轴线的人造核。本发明包括在非中心位置(核的前后高度有差异)具有最大负荷承受点及最大高度的非球形核。

在一个实施例中，采用该核来为损伤的脊椎节提供脊柱前凸的矫正。在此案例中，最大高度轴线位于核的前部。

在另一实施例中，采用该核来提供脊柱后凸的调整。在此案例中，最大高度轴线位于核的后部。

在又一实施例中，不对称核可用于脊柱侧凸的治疗。为达到此目的，最大高度轴线设置在盘中间的侧部(旁矢状的)。

根据本发明的另一个方面，提供了人造核或核心，以用于人造盘。核包括生物相容性材料的主体，其在中心垂直轴线或不同于中心垂直轴线的其它垂直轴线上具有最大垂直高度。

在另一实施例中，该主体为球形或卵形(蛋形)，具有凸起的上表面和下表面，以及非中心的最大高度垂直轴线。在一种备选实施例中，该核采用截短的圆柱体的形式，其顶部被截为不平行于底部的平面。在另一优选实施例中，该盘是基本圆形的。

已经发现当受到头部和颈部的可变力时，具有完全圆形表面(不必采用球形)的核体设计产生可靠地维持矫正的问题。为了解决这个问题，可在核体的中心区域形成平坦的或具有不同于相邻表面轮廓的节或段。该段将被称为平整段，其意指任何与核的相邻表面不同的轮廓。这种平整表面可为平面或可具有其它的形状，例如曲率半径不同于相邻表面的微凸或微凹形状。这种平整表面还可采用混合弯曲的形状或其它复杂的形状。在提供脊柱前凸矫正的实例中，平整段可以相对于下椎骨体的上部端板形成角度，且前部高度大于后部高度。核体的整个形状仍是非对称的，但平整段被包含进来，以便提供可靠的变形矫正。这种平坦的段通过抵抗作用于核的未对准的力矩从而提供矫正的稳定性。如果平整段不具有合适的尺寸，那么在前负荷存在时可能会产生矫正消失的倾向，或在后负荷存在(在脊柱前凸矫正期间)时产生脊柱前凸矫正过度的倾向。在核中插入平坦节的额外的优点是在围绕该装置的静止、中立位置的小运动期间，在此区域上提供了表面接触。这应该有助于减小该装置的磨损。

在另一实施例中，核或核心可以是带有平整的下表面的半球形状，平整的下表面配合在成形于下端板中的开口或凹槽中。或者，核是不对称的，因为其在前部具有比后部更大的垂直尺寸或厚度，从而提供脊柱前凸的矫正。核的上表面可具有平整部分。平整部分可包含凹入的节，但如上述可具有其它结构。凹槽的形状可设置成使其限定了相对于下端板该核的旋转或平移运动的外部限制。这种设计允许核更易于插入，而不会受到相邻椎骨的不恰当的干扰，这是因为凹槽可在一端敞开以允许核的插入，然后可在凹槽内插入阻挡件以将核保持在凹槽内。

在另一实施例中，替代卵形核的是，可使用伸长的或“香肠型”的形状，其具有球形的或卵形的端段，以及平整的或圆柱形的中心段。当这种形状的核与上端板上的圆柱形承靠面配合时，在侧面弯曲期间以及弯曲和伸展过程中，都可提供表面接触和线接触。当使用此类型的伸长的核时，可在下端板中提供相应的端板凹槽，以允许在阻挡件超出正常运动限制范围之外的轴向旋转。此凹槽可具有“蝴蝶结”、“狗骨”等形状。凹槽与核比较，可以是稍微大一些的尺寸，以允许受限制的前部/后部和中间/侧面的平移。此外，端板凹槽的承靠面可在核运动的外界限处向上弯曲。当核旋转并导致装置的轴向干扰时，这会驱使相邻椎骨体分离且在它们之间加载组织，该特征迫使核向上升起，从而导致对运动的逐渐阻挡。核心在凹槽范围内的平移试图保持移动的自然盘的瞬时旋转轴线。

在另一实施例中，伸长的或“香肠型”形状的核定制成使得核的上表面拥有成形于平整段中的凹陷或凹谷，其沿着矢状平面而延伸。这可通过例如从核的平整段的中心区域除去材料，从而在侧面部分之间产生凹谷来实现。侧面部分是与核的保持元件连续的，并且在垂直平面不会突出来。侧面部分优选关于矢状平面对称。

此外，凹槽可在前端开口以允许核的插入，而不会受到相邻端板的过度干扰。可提供锁定机构来防止核在插入后从凹槽滑出。

在本发明的另一方面，提供了一种新颖类型的端板。不像其它需要对椎骨体表面进行大量准备工作的端板那样，本端板具有基本平坦的外表面或椎骨接触表面，这容许使它们容易插入。在一个优选实施例中，该表面是具有至少一个单向龙骨(keel)的半圆板，单向龙骨用于将板锚定就位。端板的外表面可按照促进骨质向内生长的方式进行处理，从而提高端板定位的稳定性。在一个实施例中，外(椎骨接触)表面和内(核接触)表面基本上相互平行。在另一实施例中，外表面和内表面是非平行的，从而赋予端板基本楔形的构造。可调整楔的宽边缘和窄边缘的方向，以便提供各种类型和度数的脊椎矫正。

在本发明的另一方面，假体包括人造核和至少一个端板。在此实施例中，假体包括用于连接上椎骨部件的上端板、用于连接下椎骨部件的下端板、以及适合于配置在两个端板之间的核。本发明的端板在骨接触侧具有一般是平坦的表面，并且在另一侧具有用于与核关节连接的几何形状合适的容座。中心龙骨可成形于端板内表面的中心，用于锚定核就位。端板可包括阻挡部件，以防止假体朝脊椎管移动。核还可具有不在几何中心的最大垂直轴线。

在另一实施例中，核具有带上容座的上表面和带下容座的下表面。上端板具有与上容座相接合的向下凸出的突起物或锚固件，并且下端板具有与上容座相接合的向上延伸的突起物或锚固件。假体在邻接的椎骨之间保持适当的空间关系，并且还允许脊柱的正常运动范围。本实施例还可包括在一端具有凹槽开口的容座。端板上的锚固件可包括中心龙骨，其滑入凹槽中的合适位置，以固定核。

本发明的另一实施例类似万向节进行操作，并且包含三个解剖学上的旋转轴线，其中两个旋转轴线提供了弯曲/伸展以及侧面弯曲运动，而另外一个旋转轴线提供了轴向旋转。这些旋转轴线通过使用一对可围绕中心柱而彼此相对旋转的两个圆柱体来实现。

在另一实施例中，其中一个板具有与另一板相接合的中心柱，以及位于中心柱周围由弹性材料形成的环形核心。该核心可以是不对称的，并且与这两个板相接合，从而提供必要的变形矫正。核心可与端板相接合，从而在板之间为变形矫正提供所需的角度，当负荷超出预定的极限时，中心柱与另一板相接合。或者，当施加力意图改变板的相对角度时，柱可与另一板相接合，同时核心与另一板相接合，从而将板保持在所需的彼此相对的角度上。或者，核心可由两个或多个不连续的隔件替代，用于执行相同的功能。

在本发明的另一方面，核可利用材料变形来实现所需的运动范围。材料的形状可用于提供变形矫正的回复力。为达到这些结果，可从核心的各种部件中除去材料，以改变在所选择位置的核心的弹性模量，或者可使用具有可变弹性模量的材料。通过该方法，可通过核心的设计而提供不同的力和运动。

端板可设有用作所要求运动范围之外的如阻挡件的特征，其允许源于解剖组织方面的逐渐阻挡。该结果可通过在其中一个端板的里面或上面形成一个或多个凸轮表面并在另一端板上提供用于与凸轮表面相接合的配合部件来实现。凸轮表面在其内表面具有逐渐的弯曲。在端板之间的相对运动期间，凸轮表面与配合部件接合，这会导致端板的轴线干扰，并提供了有助于防止硬阻挡的软组织。或者，对于旋转运动，可提供相配合的凸轮表面，使得当一个端板相对于另一端板旋转时发生干扰。

在另一实施例中，核具有在后部方向上从核(核心)体的下侧方面突起的柄脚或舌片。该舌片与下端板相互作用以阻碍核从下端板中抬升，从而防止核后迁(挤出)到脊椎管中。在更优选的实施例中，舌片的下侧是具有倒角或斜角的。

在另一实施例中，核的后上表面从中上表面向上弯曲，从而提供相对于核的中心升高的后表面区域。在假体的完全伸展位置，这种构造可能使瞬时旋转轴线重新定位在更靠上的位置，并容许端板阻挡后部剪力。后部剪力负荷通过核传递到下端板上，而非通过小面接头和相关的软组织结构。

在某些实施例中，位于核前部的凹穴提供了利于外部仪器放置和移除的通路。这些凹穴放置在某个区域中，使其基本上不会干扰核携带和传递负荷的能力。

在某些实施例中，在一个或多个关节式接合面(articulating surfaces)上结合了聚合物。在一个优选的实施例中，带有关节式接合面的构件是由聚合物模制而成的。在第二优选实施例中，聚合物作为构件的一部分通过夹物模压方法而被包含进来。用于这些实施例的优选聚合物是聚醚醚酮(PEEK)。在另一实施例中，可利用陶瓷或替代材料，例如氧化锆。

本发明还包括一种用于植入上述类型的脊椎假体的方法和用于执行这种植入方法的仪器。该方法包括将一对相邻的椎骨体拆开至特定的盘间隙高度，利用第一仪器保持椎骨体之间的高度，通过利用第二仪器引导钻头在相向的椎骨体表面上形成与假体外表面上的龙骨相对应的椎骨槽，以及插入假体使核夹在椎骨体之间的端板之间，使龙骨插入到椎骨槽中的步骤，第一仪器可操作以引导后续仪器在相邻的椎骨体上形成椎骨槽。该方法还包括利用第二仪器形成起始槽，并利用第三仪器将起始槽整形成多个凹槽，利用单个仪器形成这些凹槽，并在执行形成凹槽的步骤之前确定有待适应的脊柱前凸的尺寸、形状和角度的步骤。

这组仪器包括第一仪器，其具有一对适合于插入到一对相邻椎骨体之间用于保持椎骨盘高度的突起物，以及用于将一个或多个其它仪器引导至相邻椎骨体之间的预定位置上的引导面。第二仪器包括用于与插入到椎骨体之间预定位置的第一仪器的引导面相接合的剖面，以及多个用于引导钻头在椎骨体中形成凹槽的引导面，这些凹槽与端板外表面上形成的龙骨相对应。这些仪器还包括一组试验仪器，其具有用于与插入到椎骨体之间预定位置的第一仪器的引导面相接合的剖面，试验仪器的尺寸和形状定制为用来确定植入物的尺寸和有待适应的脊柱前凸的角度。这些仪器可包括一组在至少0°，3°，6°以及其它变化的脊柱前凸角度下测量的试验仪器。

第三仪器可被包括进来，其包括用于与插入到椎骨体之间的预定位置中的第一仪器的引导面相接合的剖面，以及多个切削面，其用于当第三仪器相对于第一仪器来回移动时对凹槽整形，以与龙骨的形状相对应。第三仪器中的引导面可以是椭圆形的，以容许钻头相对于凹槽的轴线上下、中间-侧面移动。第二仪器上的多个引导面可用于引导钻头在椎骨体中形成凹槽，其与成形于端板外表面上的龙骨相对应。引导面的形状可定制成在相邻的椎骨体中形成数量不等的凹槽。

本发明的其它实施例包括可植入的关节假体，其用于置换发生病变或损伤的关节。这种假体可包括但不局限于腕掌关节假体、跖趾关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远位指间关节假体、踝关节假体、膝关节假体、髋关节假体和肩关节假体。各种关节假体在相对的承靠面上可包括相应的平整段，并且这些平整段可不对称地定位在承靠面上。当处于中立位置时，平整段可提供关节的自然对准。

前面已经相当广泛地概述了本发明的特征和技术优点，从而可以更好地理解随后的本发明详细描述。本发明另外的特征和优点将在下文中介绍，其形成了本发明权利要求的主题。本领域技术人员应意识到，所公开的构思和详细的实施例可以很容易地用作实现本发明同样的目的而修改或设计其它结构的基础。本领域技术人员还应该意识到，这种等同结构并不脱离所附权利要求中所阐述的本发明的实质和范围。被视为本发明特征的新颖特征，包括其操作的组织和方法、进一步的目的和优点，将从结合附图所考虑的描述中得到更好的理解。然而应该清楚地懂得，所提供的每幅图仅用于说明和描述目的，并不意图作为本发明界限的限定。

附图简要说明

本发明的这些以及其它方面的优点将从下面参照附图所做的描述中变得更加显而易见，其中：

图1A显示了球形的人造盘核，其最大中心轴线位于核的几何中线上；

图1B显示了图1A的核，带有偏移的最大垂直轴线，其提供了3°的矫正；

图1C显示了图1A的核，带有偏移的最大垂直轴线，其提供了6°的矫正；

图2A显示了不对称的人造盘核，其最大中心轴线位于核的几何中线上；

图2B显示了图2A的核，带有偏移的最大垂直轴线，其提供了3°的矫正；

图2C显示了图2A的核，带有偏移的最大垂直轴线，其提供了6°的矫正；

图3是如图1A中所示的人造盘核的实施例的顶视图；

图4是如图1A中所示的人造盘核的实施例的透视图；

图5是如图2A中所示的人造盘核的实施例的透视图；

图6是端板外表面的透视图；

图7是端板内表面的透视图；

图8是端板的前视图；

图9是带有如图1A中所示的核的脊椎盘装置的前视图；

图10是图8脊椎盘装置的侧视图；

图11是带有如图2A中所示的核的脊椎盘装置的前视图；

图12是图8脊椎盘装置的侧视图；

图13A和13B显示了人造脊椎盘假体的实施例，其中端板可适应于脊柱前凸的矫正；

图14A、14B和14C显示了可适应于脊柱前凸矫正的端板的其它实施例；

图15是另一实施例的侧视图，其提供所有运动方向；

图16A和16B显示了图15实施例的核的两个段；

图17和18显示了本发明的另一实施例，其中核由带有中间段的上段和下段形成；

图19显示了本发明的另一实施例，其中核被切为两半，并具有下部的平坦的下表面；

图20是图19所示核的示意图；

图21显示了图19所示实施例的一种改型；

图21A显示了具有不对称厚度和凹入的上表面的核，其被设计成也可提供脊柱前凸矫正。

图22是图21所示核的底面视图；

图23是图21所示核的示意图；

图24显示了图19所示实施例的一种改型；

图25-31显示了本发明的另一实施例，其中核是细长的，并且在中心带有平整段；

图32和33显示了本发明的另一利用了万向节的实施例；

图34-36显示了本发明的另一实施例，其中弹性环和柱提供了端板之间的相对运动；

图37显示了图34所示实施例的一种改型；

图38和39显示了本发明的另一实施例，其中核成形为可提供中间矫正/侧面矫正；

图40-43显示了本发明的另一实施例，其中端板设有处于正常运动范围之外的阻挡件；

图44A、44B和44C显示了本发明的另一实施例，其中核的平整段包含中间凹陷；

图45、45A、45B和45C显示了本发明的另一实施例，其中核的后上表面具有升高的表面区域；

图46A、46B、46C和46D显示了本发明的另一实施例，其中显示了一种改进的龙骨结构；

图47-53是用于植入上述各种类型的脊椎假体的仪器，以及用于显示一种优选的植入方法的各种视图；

图54、55和56显示了本发明的另一实施例，其是一种两件式人造脊椎盘假体；

图57是植入到腕掌关节中的腕掌关节假体的前截面图；

图58是图57假体的掌骨构件和腕骨构件的透视图；

图59是植入到掌指关节中的掌指关节假体的侧截面图；

图60是植入到远位指间关节中的远位指间关节假体的侧截面图；

图61是图60所示假体的远位指骨构件和中间指骨构件的透视图；

图62是植入到跖趾关节中的跖趾关节假体的侧截面图；

图63是图62所示假体的跖骨构件和趾骨构件的透视图；

图64是植入到踝关节中的踝关节假体的侧截面图；

图65是图64所示的踝关节和踝关节假体的后截面图；

图66是植入到踝关节中的踝关节假体的一个备选实施例的侧截面图；

图67是图66所示的踝关节假体的胫骨构件和距骨构件的透视图；

图68A是一种三部分踝关节假体的侧截面图；

图68B是图68A所示的三部分踝关节假体的后截面图；

图69A是另一种三部分踝关节假体的侧截面图；

图69B是图69A所示的三部分踝关节假体的后截面图；

图70A是距骨的侧面图，其中在准备植入踝关节假体时在距骨中切出凹槽；

图70B是图70A所示的距骨的侧面图，其中在凹槽中具有距骨植入物；

图71是膝关节假体的冠部图；

图72是图71所示的膝关节假体的股骨构件和胫骨构件的透视图；

图73是植入到髋部中的髋关节假体的前截面图；

图74是图73所示的髋关节假体的股骨构件和髋臼杯构件的透视图；

图75是植入到肩部中的肩关节假体的前截面图；以及

图76是图75肩关节假体的肱骨构件和关节窝构件的透视图。

优选实施例的详细描述

本发明涉及利用人造关节假体部分或完全置换发生病变或损伤的关节的系统和方法。本领域中的技术人员应该认识到，以下描述仅仅是说明本发明的原理，其可以各种方式来应用，以提供许多不同的备选实施例。本描述是出于说明本发明的一般原理的目的而做出的，并不意图限制所附权利要求中的新颖的构思。

在其合适的、健康的对准中，脊柱随着自然弯曲，其促进了合适的矢状和冠状平衡(柔性)，并允许在椎骨之间进行平衡的负荷分担。这些弯曲包括脊柱的颈、胸、腰和骶骨区域。为了适应弯曲，自然必须在功能性脊椎单元之间的关节角度以及在盘内空间的高度上存在一些变化。颈和腰的区域是自然的脊柱前凸，或者在朝前方向上凸起地弯曲。沿着脊柱的不同节通常具有不同的椎骨体高度和盘内空间。另外，盘内空间和椎骨体高度可能因人而异。

每个盘内空间都具有前部区域和后部区域。从前部到后部保持相同高度的颈、胸和腰区域中的人造盘可能产生不正常的对准，从而导致在相邻盘的前部或后部产生额外的应力。这还可能导致贯穿该装置的不均等的负荷分布，并导致过量的相对运动、磨损碎片和过早失效。

本文所用的用语“核”和“核心”可互换地用于指置换受损的自然脊椎盘的人造椎间装置。人造核心可单独地提供，或与上端板结合以用于上椎骨的连接，或与下端板结合以用于下椎骨的连接，或是与两者都结合。

用语“上”和“下”此处用于指有待替换的盘两侧中任一侧的椎骨，或位于参考图中所示位置的部分上的表面。“上”板固定于上椎骨上，“下”板固定于功能性脊椎单元的下椎骨上。

用语“垂直”和“水平”此处是相对于直立的人在解剖学的位置而使用的。用语“前部”指朝前方的区域，用语“后部”指朝后方的区域。用语“矢状”指直立人体的中心轴线两侧的任一侧的区域。

用语“不对称”此处用于指未布置在中心的最大高度轴线，或对于核或全盘替代物(TDR)不具有布置在中心的其最大垂直轴线。换句话说，最大高度不位于对称中心线或不在对称中心线枢轴式设置，使得TDR包括与在对称线另一侧的其它区域在形状或尺寸方面不确切相同的区域。承受最大负荷的位置位于非中心位置。该用语可类似地应用于关节假体，其中最大高度轴线并不居中地定位在基本凸起的承靠面上，或者凹陷的最大深度轴线并不居中地放置于基本凹入的承靠面上。

用语“正常对准”此处用于指健康关节的功能性构件彼此相对和/或相对于周围组织的自然定位。正常对准可指关节在静止时的静态位置，其中没有应力或压力作用在关节上，并且其还可指在自然机械应力下，例如在弯曲或伸展期间的关节的动态位置。正常对准还可被称为自然对准、健康对准或正确对准。“优选”或“所需”对准此处用于指可以是自然或校准的关节对准，但将关节构件放置于功能性位置或所需位置上。用语“优选定向”或“优选的相对定向”在本申请中还用于指可能是自然的或经过校准的构件对准，其中关节构件处于功能位置或所需位置。

短语“优选的相对定向”可指关于单个轴线或关于多个轴线的定向。例如，可将人造盘植入物设计成关于中间-侧面延伸的轴线而建立优选的相对定向，从而提供一种优选的前-后角度，其可模拟关节运动段的恰当的脊柱前凸或脊柱后凸。或者，可将人造盘植入物设计成关于大致前-后延伸的轴线而建立优选的相对定向，从而提供一种优选的中间-侧面角度，其提供了所需的侧面弯曲角度。这种侧面弯曲可能是零度，反映了健康脊柱的平直度，或者可以相对左边或右边非零度，从而为各种病理包括脊柱侧凸提供矫正。作为另一选择，可设计人造盘植入物以提供关于中间-侧面轴线和前-后轴线的均优选的相对定向，从而促进恰当的脊柱前凸或脊柱后凸，同时还促进适宜的侧面弯曲。同阻力点例如运动阻碍相比，优选的相对定向是促进关节自然去向的低能量点。

“定向特征”是存在于一个或多个关节构件上的特征，其有助于构件建立优选的相对定向。例如，关节构件上的相对承靠面可包括平整段，其是协作以促使构件获得优选的相对定向的定向特征。在优选的相对定向中更好对准的匹配的曲面也可以是定向特征。除了平坦的和弯曲的表面之外，其它定向特征构造也是可行的。

在本发明的一个实施例中，人造盘包括不是几何对称的核。盘可具有不位于盘几何中心的最大垂直轴线。最大垂直轴线可位于朝向盘的前方、盘的后方或位于盘的一侧。最大垂直高度的位置和负荷承受能力根据需要矫正的变形的类型来选择。本发明还提供了使用不对称的人造盘来治疗盘/椎骨体疾病、脊柱前凸、脊柱后凸和脊柱侧凸的方法。

本发明的一个优点是，“核”或核心在手术中和手术后可进行互换和修正。可使用仪器来测量需要的矫正量，然后可插入适当的植入物。通过在核中引入矫正，外科医生就可受益于灵活性、易于插入和可修正的好处，这些都是现有系统未提供的。

本发明的人造盘可具备不同程度的变形矫正。对于本发明的这个方面，外科医生可选择具有对患者合适的矫正盘。因此本发明提供了一种治疗脊椎变形的方法。该方法包括，为人造盘的植入准备脊椎节，确定所需要的椎间空间角度，选择具有所需尺寸的人造核，将上端板固定到上椎骨上，将下端板固定到下椎骨上，并且在上端板和下端板之间插入所选择的核。或者，可整体地插入端板-核-端板的组装单元。在这种预组装结构中的核的构造可通过手术中的测量工具或利用手术前的计算来确定。手术前的规划技术和仪器还可以确定插入该装置的尺寸和方向。

本系统的主要优点是可以更容易且快速地插入人造盘，并且可根据被矫正的变形量而更换或修正核。这对脊柱的对准随时间变化的小孩和年青人而言特别有用。

在一个实施例中，提供了适合于脊柱前凸矫正的不对称的核。外科医生可在保持运动移位的同时将脊柱前凸恢复至颈椎。核可由低摩擦的弹性体构成，例如聚氨酯、聚碳酸酯-聚氨酯、聚合物例如聚乙烯(特别是超高分子量聚乙烯)，合适的陶瓷、金属或金属合金，例如钛或钛合金、钴-铬-钼(CoCrMo)、钴28铬钼、钴铬、不锈钢或其它合适的材料。该核具有通常圆形几何形状的设计，其中通过利用位于核的几何中心前面的最大高度轴线可改变结合于其中的脊柱前凸的度数。核的前部高度根据所需的脊柱前凸矫正的程度而改变。核可用于各种脊柱前凸角度，例如0、3°和6°，以及不同的高度(例如4，6和8mm)。在决定核的最终尺寸前，可使用一组仪器或其它装置来测量所需的脊柱前凸矫正量。

核在上端板和下端板之间滑动。核可用各种类型的连接器而保持在适当位置。例如在一个实施例中，核的凸面具有中间槽以允许核滑入到端板之间的合适位置。端板凹面的中心龙骨容纳在核的槽中。很显然，还可使用其它类型的连接而将核保持在合适位置上。例如，可使用齿和锁系统或卡扣(pop-in)系统。

在附图中显示了本发明的核和人造盘的许多实施例。在本发明的一个方面，脊椎段对准的矫正通过具有截短圆柱形状或一般球形或卵形的人造核来提供，其中中心轴线任一侧的弧线上的两半是不对称的。换句话说，曲率在几何形状上是不平行或不对称的。

在一个实施例中，植入物由三片组成。端板将被制成不同的尺寸以适应解剖学上的差异。这些可由钛或钛合金、钴-铬-钼(CoCrMo)、钴28铬钼、钴铬、不锈钢或其它适合于脊椎修复插入体的材料制造而成。

端板可具有两个不同的表面。接触椎骨体端板的每个端板的平坦表面能提供骨的向内成长，且包含合适的涂层，例如多孔钛、磷酸钙，或包括其它类型的促进骨长期稳定地向内生长的已知表面。端板还可具有一个或多个提供直接固定的旁矢状龙骨。在本发明的一个实施例中，在其中一个端板的外表面上可形成一对平行的龙骨，并且在另一端板的外表面上可形成单个居中定位的龙骨。端板的另一(内)表面可具有与核的几何形状相对应的轮廓，以便形成承靠面，其容许相对于核的最佳关节连接和磨损特征。在承靠面的中间可设有单个的中心龙骨，其为核提供了防止过度平移和超出运动范围的约束。核可具有圆形的几何形状设计，带有中间槽以允许核滑动到端板之间的合适位置上。端板凹面上的中心龙骨可配合于核的凹槽中。在确定核的最终尺寸前，可插入一组仪器来确认脊柱前凸矫正量，但这些仪器还可用作其它类型的手术前规划技术和仪器的确认。或者，手术中的仪器可用作其它类型的外科手术前规划技术和仪器的确认。

图1A至1C显示了人造盘核的各种实例，其中核是对称的，最大中心轴线位于核10的几何中心20上。字母标号A和P分别显示了核10、14和18的前部和后部的定向。核10通常为球形，且截短成带有位于核10上侧的平整部分22A和位于下侧的平整部分22B。核还分别具有上曲面24A和下曲面24B以及外围壁26。

如上所述，平整表面是有利的，这是因为当核具有完全圆形的表面时，在暴露于变化的头部和颈部的作用力下，它不能可靠地维持矫正。包含在核中间区域的平整表面可用于解决这个问题。该平整表面具有不同于相邻表面的轮廓，且成形于核体内。用语“平整段”或“平整表面”可互换地使用，且意指不与核的相邻表面相同的任何轮廓。这种平整表面可以是平面的或稍微凸出或凹陷的，并具有不同于相邻表面的曲率半径。这种平整表面还可采用混合弯曲的形状或其它复杂的形状。

当寻求脊柱前凸矫正时，随着前端高度大于后端高度，平整表面可相对于下椎骨体(或反之亦然，或两者)的上端板形成一定的角度。核心的整个形状仍可以是不对称的，但可包含平整表面以提供变形的可靠矫正。这种平整段提供了抵抗贯穿作用于核上的力矩的稳定性，也就是，如果所述平坦表面不具有合适的尺寸，那么在前负荷存在的情况下就可能产生矫正消失的倾向，或者在后负荷存在(在脊柱前凸矫正期间)的情况下产生脊柱前凸过度矫正的倾向。该平整段的另一个优点是在围绕该装置的中立位置的小运动期间，在此区域上提供表面接触，这能帮助减小装置上的磨损。

图1A显示了不适合于脊柱前凸矫正的核10，因为上表面和下表面22A和22B相互平行。在这个核中，最大高度轴线20与所述盘的中心重合。在图1B中显示了可提供3°矫正的核14。该核提供了脊柱前凸的矫正。图1C显示了具有较大变形矫正角度的另一人造盘核18。当如图1B和1C所示提供变形矫正时，核的几何中心可转移到偏离轴线20的位置上。

如果前部/后部的方向反向，那么其提供了脊柱后凸的矫正。如果核旋转90度，则提供了脊柱侧凸的矫正。在图1C的视图中，最大垂直轴线20定位成可提供6°的矫正。很显然，核可调整成可提供各种矫正度数，而且在某些情况下，如果不需要矫正度数。或者，核10的仅仅一半可具有平整部分，另一半具有弯曲的外表面。

在图2A至2C中显示了不对称的人造核的卵形实施例。所述核包括上表面22A和下表面22B，其由于核的卵形形状、弯曲的上、下表面24A和24B和圆周中心部分26而成为“平整的”。在图2B和2C所示的实施例中，最大高度轴线16与盘的几何中心12是不对称的。在图2A所示的没有矫正的核中，最大垂直高度位于中心垂直轴线12上。在图2B所示的核中，最大垂直轴线16定位成可提供3°的矫正角度。在图2C所示的核中，最大垂直轴线16定位成可提供6°的矫正角度。

图3是核的一个实例的顶视图。该核40包括中心凸出的或平整的区域42，所述区域42包括凹槽或槽口44。该凹槽或槽口44使得核能够滑动到端板(未示出)的中心龙骨或锚固件上。虽然核40显示为大致圆形，但很显然，其也可采用其它的形状，例如卵形或椭圆形。很显然，还可以使用其它类型的锚固件容纳装置。例如，凹槽的形状可变化，或者可提供搭扣或卡口型或狗骨型的容座将核锚固在合适位置上。本领域技术人员可提供其它包括将一个或多个部件附加到核心上的锁定方法，核心提供了锚固件。

为了进行变形矫正，核可采用如图4中所示的截短的弯曲体的形式。对于本实施例，核50具有终止于基本平整的平面顶部54中的上表面52。在上表面52中可形成槽口56或凹槽或另一合适形状的开口，用于容纳在端板上形成的锚固件。下表面58通常为上表面的倒转。然而，作为如图4中所示截短成具有平坦表面的替代方案，底表面可以是不对称的球形或卵形。

或者，核可为圆形，如图5所示的具有非中心的最大垂直轴线的卵形或蛋形。在另一实施例中，核可以为大致圆形或不对称的球形。

图5显示了其中上表面62是不对称的凸表面的人造核60。同样，顶面或底面或这两个表面可以是不对称的。

出于举例说明的目的，图中显示了适用于脊柱前凸矫正的核。很显然，核在前方(前部)、后方(后部)或侧面(侧部)可具有不对称的高度。本发明的不对称的核可用于矫正各种类型的脊椎错位，包括矢状变形和冠状变形。

本发明的新颖的矫正核可单独地提供，或结合上端板、下端板或与上端板和下端板两者一起提供。

图6至图8显示了示例性的人造端板70，其可与核结合在一起来使用，从而提供一种新颖的人造盘单元。根据本发明的人造端板包括内表面，其带有用于容纳人造盘凸表面的凹陷承靠面。外表面或骨接触表面基本上是平坦的。

为了适应一些之前已知的端板，需要花费大量的手术时间将椎骨准备成合适的形状，以容纳人造端板。图6显示了端板70，其带有可使端板在椎骨表面上滑动的平坦外表面72。在外表面72上形成了一个或多个单向的龙骨76，其用于提供直接的固定。龙骨可沿中心地布置或旁矢状地布置。可通过在外表面72上包含合适的涂层74，例如多孔钛、磷酸钙等来加强固定，以便促进骨质向内生长而达到长期的稳定性。

在端板的前边缘80可提供阻挡部件78。阻挡部件防止假体向后移动及可能对脊髓的撞击。基本半圆形的壁82将端板的外表面与内表面连接起来。如下面进一步论述的那样，壁82的厚度可随着朝前、朝后或旁矢状地增加的厚度而改变。图7更详细地显示了内表面84。

端板的内表面84与核关节式相连。在图7所示的实施例中，内表面具有容纳核的凹陷区域86。锚固件88设置在凹陷区域86的中心，用于定位核，并防止其移动。如图所示，锚固件88通常可以是带圆化边缘的矩形，从而避免过早的磨损和切入核中。图8显示了端板的前视图，其显示了具有两个旁矢状龙骨76的外表面72，以及具有凹陷区域86和中心锚固件88的内表面84。

图9-12显示了上面所介绍的组装成TDR植入物的核和端板。图9和10结合图1A-1C一起显示了如上所述在核的上侧带有截短的圆柱形状和平整部分97的核96，而且图11-12显示了同样的设计，其其中核96具有如图2A-2C所示的卵形。在这些图中，提供了包括上端板92、下端板94以及人造盘核96的完整的脊椎盘假体90。端板和核可以设置成不同的尺寸，以适应解剖学上的差异。端板和各种不同的核可成套提供给外科医生，使得当最终尺寸被确定时，可以选择和使用合适尺寸的构件。端板可由钛或钛合金、钴-铬-钼(CoCrMo)、钴28铬钼、钴铬、陶瓷或其它适合于脊椎假体植入物的材料制成。

端板具有两个不同的表面。外表面98是接触椎骨端板的表面。外表面基本上平坦，使其能够容易与自然的椎骨端板接触。所述平坦表面可以是多孔的，并包含合适的处理，例如多孔钛、磷酸钙或其它类型的已知处理，如涂层、等离子射流、以及可促进骨质向内生长或向上生长而使其长期稳定的表面结构变化。在每个端板的外表面上形成了至少一个旁矢状的龙骨100，用于提供直接固定。

如图9-12中所示，三个旁矢状的龙骨100相互对准，并沿端板外表面的两侧进行定位。或者，如图9A中所示，设计有上端板92和下端板94的相似端板，其具有偏移的龙骨构造，其中一对对准的旁矢状的龙骨100A成形于上端板的外表面上，并且一行居中定位的对准龙骨100B成形于下端板94的外表面上。后面这种布置被认为是有利的，因为随着上龙骨和下龙骨相互偏移，端板应具有更大的稳定性，并导致在使用复合植入物的椎骨上产生更小的应力。

回头参见图9-12，每个端板的内表面102具有与核进行关节连接的凹陷区域103或承靠面。锚接凸出部104从凹陷区域向外突出，其提供了用于核的锚固件，并限制了后移。上端板和下端板都具有凸缘106，用于防止端板迁移到脊椎管中。端板可具有孔107，用于允许端板通过经由孔107插入的金属螺钉或可生物吸收(bioabsorble)的螺钉(未示出)而连接在相邻椎骨上。图9和11显示了假体的前视图，且图10和12显示了侧视图。

在本发明的另一方面，如图13A-13B和14A-14C中所示，脊椎变形可通过在端板中提供矫正的人造脊椎盘假体来解决。矫正的端板可单独地提供、或如图13A-13B中所示与上述在核的顶部和底部具有平整表面的对称的人造核结合在一起来提供，或者如图14A-14C中所示与上述在核的顶部和底部具有平整表面的不对称的人造核结合在一起来提供。

矫正的端板如图13A-13B和14A-14C中所示。矫正的度数可通过改变端板的内侧(与核接触)或端板的外侧(与椎骨接触)来实现。如图13A-13B中所示，端板110包括外(与骨接触)表面112、内表面114、以及连接外表面与内表面的外围壁116。外围壁116的高度可根据需要矫正的度数和类型而改变。例如，图13B显示了适用于其矫正度数比图13A矫正的度数更大的端板。可调节可变高度的定位，以便治疗不同的病况，例如脊柱前凸、脊柱后凸或脊柱侧凸。内表面可成形为容纳核，并可根据所需矫正的度数来调整端板的高度。

或者，如图14A-14C中所示，外表面120和内表面122可为基本上平面的，并且由于外围壁124的高度变化而随着外表面和内表面逐渐变得不平行时进行高度调节。图14A至14C分别显示了递增的矫正度数。具有基本上为平坦的外表面或椎骨接触面的优点在于，同传统的人造盘装置相比，本发明的装置更容易插入，并且需要更少的操作时间来准备椎骨表面。

图15、16A和16B显示了本发明的另一实施例，其提供了全方向的运动、弯曲/伸展、侧弯和围绕对称轴线的旋转。在此设计中，核130由两个段130A和130B形成。柱132成形于一个段130A的内表面中，并配合在成形于另一段130B内表面上的开口134中，从而提供两段130A和130B之间的相对旋转运动。柱132和开口134可成形于核130的任一段上。柱和开口可具有任意合适的尺寸，且可垂直于核段130A和130B的相对表面，或以离开水平面并朝向随着解剖学上的矫正轴线轴向旋转的轴线的某一角度而倾斜，并提供变形矫正。

在这种构造中，在核130、端板136和138之间的接触表面设计成使得它们之间的优选角度具有相同的相应的不对称轮廓，如图15中所示。因为在前部/后部及中间/侧面方向上，核与端板之间仅有相对运动，所以核与各自的端板之间的较大面接触是可能的，以便将端板的旋转传递给核，使得核130的两半130A和130B彼此相互旋转，而非使端板136和138在核130的外表面上旋转。

图17和18显示了本发明的另一实施例，其中替代由单件材料形成核130，其可由上段和下段130A和130B以及中间段140形成，中间段如图17中所示是平坦的或楔形的，并固定于上段和下段上。中间段140可为核提供如图18中所示的合适的矫正度数，而非提供上述楔形端板。在本发明的相关实施例中，核130基本上被切为两半，且具有平坦的下表面。这可应用于图17和18的实施例，其中段130B被移除，留下中间段140的下表面与下端板关节连接在一起。通过改变中间段140的构造，就可实现变形矫正。

图19和20显示了本发明的另一实施例，其中核130基本上被切为两半，且具有平坦的下表面。该形状可用于阻碍带有卵形/不对称形状的核的滑出，这种情况在当核的卵形导致端板彼此相互倾斜以提供矫正时可能会出现。如图所示，核130的底面为平坦的且由圆形开口134形成，圆形开口134成形且定位成可容纳形成于下端板138相对表面上的柱136，从而允许核130和端板138之间的相对旋转运动。或者，如图所示，核可具有位于其上表面上，而非位于下表面上的平坦表面和开口134。在此实施例中，如图19中所示，核优选为不对称的。

图21至24中显示了图19和20中的构造的一种改型，其中核130定位在成形于下端板138的上表面中的槽口或凹槽142中。如图21中所示，上端板136的下表面轮廓成形成与核相匹配。或者，如图24中所示，端板136的下表面可以是平坦的，且与核130的平整的上表面144相接合。

在另一实施例中，如图21A中所示，在复制了自然椎骨运动的假体中实现了脊柱前凸的矫正。提供了核130，其如上所述在其上关节式接合面137上具有凹陷构造。这种凹陷的关节式接合面137可包含上面显示的平整节。核130是不对称的，因为其上表面137形成有前部方面145a，其具有更大的垂直尺寸，即比后部方面145b更厚。上端板136具有下表面147，其在形状上类似于核130的上表面137，并且相对于它用关节相连。相对应的关节式接合面137和147在形状上可由复合曲线或其它类型的连续曲线进行圆化，使得它们在整个运动范围内基本上是一致的。底端板138的上表面形成有限定的凹穴139，其经过高度抛光，优选经过镜面精加工。核130定位成可用于在凹穴139中运动，其中升高的边缘形成了限制核相对于底端板运动的凹穴。核130的尺寸和形状可定制成可在核和底端板之间提供受控制的运动，使得核130可以滑走运动的方式从一侧滑动至另一侧，并且/或者相对于底端板138的上表面139从前面滑动至后面，从而在中间-侧面和/或前后的方向上提供如箭头146和148所示的相对平移运动。

凹槽可在前部/后部以及中间/侧面方向上都大于核，以允许在图22的箭头A和B所示方向上达到所需要的平移量。凹槽可在后端或前端开口，以便允许核仅仅通过滑入凹槽而插入，如图21中的箭头A所示。这样，可在没有相邻椎骨的过分干扰的条件下插入所述核。可通过提供任何合适的尺寸和形状的阻挡件144来防止核移出凹槽。图23是插入图21所示凹槽中的核130的示意图。

在图25-31中显示了本发明的另一实施例，其中核130被平整段150延长，平整段150是在平整段两侧带有弯曲段152和154的部分圆柱体。当与上端板136内部的圆柱表面156配合时，如图29中所示，可以认为，本设计将提供更好的磨损特性，这是因为它在中间/侧面弯曲过程中具有面接触，并且在弯曲/伸展过程中具有线接触。

在图25和26中显示了核130的伸长的形状，其显示核具有从前到后(A-P)的带有恒定的中间-侧面半径的圆形横截面，中间的平坦段150定向成用于为核的其它实施例的平整部分提供如上所述的矫正角度。上端板136的内表面156具有与核相同的前部/后部方向上带相同恒定半径的圆柱形状。

在中间位置，如图31所示，圆柱表面156与核130的平整段相配合，并且定位在可提供变形矫正的角度上。在此位置，在端板136和核130之间具有面接触。在中间/侧面弯曲过程中，在端板与核之间也是面接触。在有或没有侧面弯曲的弯曲/伸展过程中，在端板与核之间为线接触。核心和端板构造成总是具有线接触或面接触，因而减少了在一些现有设计中出现点接触的磨损的可能性。

核130伸长的形状允许端板138具有如图27和28中所示的“蝴蝶结”形状的凹槽157。该形状允许其中阻挡件超出正常运动限制的轴向旋转。该形状相对于核130而言尺寸过大，通过合适的量来允许前部/后部以及中间/侧面的有限平移。此外，在图30中的中间侧/侧面侧(未显示)，凹槽157的底面可向上圆化，使得当核130旋转时，其进行向上“凸轮式运动”，导致装置的拆散，这会迫使椎骨体分离，并对它们之间的组织加载，从而导致对运动的逐渐阻挡。核130在凹槽157内的平移将倾向于保持自然盘的移动的瞬时旋转轴线。

图32和33显示了本发明的另一实施例，该实施例采用了由一对圆柱体160和162形成的万向接头，圆柱体160和162彼此相对围绕中心柱164而旋转，所述中心柱164从其中一个圆柱体凸出并与另一圆柱体160的开口166相接合。圆柱体160和162相互垂直定向，并分别与相邻端板136和138中的圆柱形表面168和170相接合。该设计提供了三个解剖学的旋转轴线。因为每个旋转轴线的独立性，所以由两个圆柱体形成的核的形状所提供的任何矫正将导致旋转，以补偿矫正并返回未矫正的中立位置。或者，圆柱体160和162可成形类似于图25-27中的伸长的核130，或形成为带平坦下表面的其它合适的形状。

在图34-36中显示了本发明的其它实施例，其中弹性环172和具有圆化顶部176的柱174提供了端板之间的相对运动，并且提供了所需要的矫正角度。在图35中详细显示了环172。环172可为图示的楔形，从而提供所需角度的矫正，或者如果不需要矫正的话可以是平坦的(未显示)。在下端板138的上表面上可形成突出部180，以便与环172里的开口182相配合，从而一旦环处在所需要的位置时，就防止环172相对于下端板移动。

上端板136具有其轮廓可与圆化顶部176的形状相配合的空腔178。环172的形状定制成使得在“正常”运动范围期间或整个正常活动中，端板136跨在环172上。然而，当超过正常运动范围时，环172将压缩，并且上端板136将与柱174接合，从而导致相邻椎骨拆散，并从而提供逐渐的阻挡运动或“源于解剖组织方面的逐渐阻挡”。或者，柱174可设计成通过进入空腔178中而用作关节的主要负荷承载部件。在此设计中，变形矫正力仅由压缩环172提供。此设计具有减小弹性体环的材料应力和塑性变形的优点。

如图37所示，作为提供环176的替代方案，通过在两个端板之间提供两个或多个由弹性材料形成的阻挡件184A和184B可达到相同的结果。阻挡件184A和184B可安装在下端板138的上表面上。其中一个阻挡件184A可比另一个阻挡件184B向上突出一段更大的距离，以提供所需要的矫正。

在图38和39中显示了本发明的另一个实施例，其中提供了由弹性材料形成的核186，所述核186的形状定制成使得核可提供中间/侧面的旋转，但在弯曲和伸展期间需要材料的变形。这通过提供球形或卵形的中间部分188和圆柱形的“平整的”相邻末端部分190A和190B来实现，其使平整的末端部分在两端围绕核的圆周伸展来实现。上端板具有空腔(未显示)，其具有形状上与核186相似的轮廓。在下端板138中可形成与图27和28中相似的凹槽(未显示)。

为了进行沿箭头A-A方向的中间/侧面运动，上端板和下端板通过上端板在核186上的旋转运动而彼此相对旋转。然而沿箭头B-B方向的弯曲/伸展仅通过核186的变形而产生。或者，核186可在下端板138上旋转90°，使得端板136在弯曲/伸展期间在核上旋转，并且核将在中间/侧面运动期间变形。末端部分190A具有比末端部分190B更大的直径，以提供所需要的矫正量。如图所示，核的形状定制为使得核的弹性随着其长度而改变。然而，核可由其弹性程度沿其长度变化的材料形成，以达到相同的结果。

图40-43显示了本发明的另一实施例，其中端板136和138设有超出正常运动范围之外的阻挡件，所述阻挡件也采用了上面结合图34和35所述的“源于解剖组织方面的逐渐阻挡”。这类阻挡件可增加到采用端板用法的任何设计中。本发明的此方面基于复制出人体如何移动，然后设计配合表面来尽可能接近地模仿那些运动。如图40中所示，端板136在其下表面具有柱200，其与成形于下端板138的上表面中的凹穴202相接合。在核130的相对两侧优选提供了一对柱和凹穴。

如图40-43中所示，凹穴202上具有带弯曲表面206的槽口204，弯曲表面206与柱200的下端208相接合。当端板136和138在伸展/弯曲期间以前部/后部方向彼此相对移动时，柱的下端208沿弯曲表面206跨置。当柱到达行程的外界限时，下端208将开始跨在表面208的逐渐弯曲段上，如图43的箭头A所示，这将导致相邻椎骨之间的干扰，并对它们之间的组织加载，从而导致对运动的逐渐阻挡。

图44a、44b和44c显示了本发明的另一实施例，其在核心上表面上具有位于平整节中的中心凹陷或凹谷。在这个实施例中，核130具有成形于弯曲段152和154之间的第一平整段150和第二平整段151。在平整段150和151和弯曲段152中形成了浅的凹陷或凹谷330，以便提供带有轻微抬高的边缘310、320的凹窝，该边缘被圆化，并且与相邻的表面150、151和152相毗邻。凹陷330在前部/后部方向上，沿着矢状平面SP而伸长。凹陷330与边缘310和320关于矢状平面SP是对称的。一对过渡区域340和350在凹陷330和周围表面之间延伸。这种构造设计成可潜在地改善上端板相对于核移动时的负载分布，因为接触是沿着边缘310和320分布的，而非整个沿着中间矢状平面或核的其它部分集中。

在图45、45a、45b和45c中显示了本发明的另一实施例，其中核130的后部上表面360成形为相对于核的上表面350而朝着上端板136向上弯曲，从而提供相对抬高的后部表面区域360。上端板136具有轮廓与核的后部上表面360配合的相对应的表面370。这种构造设计成可通过容许端板136和138在其处于脊柱前凸的位置时阻碍后部剪力从而增强假体的稳定性。图45b和45c显示了当脊柱分别以弯曲和伸展方式移动时，图45中构件的相对位置。抬高的表面区域360和其端板136上相对应的表面造成剪力负荷通过核而到传递到下端板上。因此，防止了自然脊柱的小面关节和相关联的软组织结构上的不规则荷载。

图45b显示了本发明的另一特征，其中核130具有柄脚或舌片300，其从核130的后下侧向后延伸，其配合在底端板138的底切部分或凹穴302中。舌片300操作，以便通过防止核相对下端板的“升高”和核可能的错位而阻碍核朝着脊髓管的后部移位(即滑出)。如图所示，舌片300可经过圆化、倒角化或斜角化，从而促进核的初始插入和手术中或手术后的置换。

如图44a和44c中所示，在核前侧的相对侧面上形成了一对浅的空腔或凹窝342和344，从而容许仪器的取回/插入，以便为插入和去除而与核相接合。这些空腔342和344成形于不干扰核的承载能力的位置。

图46a、46b、46c和46d显示了本发明的另一实施例，其中在顶端板92的外表面中形成了一对龙骨100a，并在龙骨100a之间形成了骨质向内生长面101a。底端板94的下表面具有沿着其前部/后部中心线或矢状平面而形成的单个龙骨100b，其中在龙骨100b的两侧形成了骨质向内生长面101b。这种上端板上一对旁矢状龙骨和下端板上单个中心龙骨或相反的设计防止了椎骨体中的“成直线”的矢状切口，其可能增加了椎骨体骨折的可能性。或者，可在下端板上形成一对龙骨，并在上端板上形成单个龙骨，这可用于相同的有利结果。这种上端板和下端板上数量不等的龙骨和/或龙骨位置的组合以及其它组合将防止当多个脊椎层面遭遇装置植入时椎骨体中产生过大的应力。

龙骨100a和100b包括连接在相应端板上的轨道400，其中在各个轨道上具有根据装置尺寸的多个在前部方向上突出的齿402。轨道400可包括许多孔404，以容许骨质向内生长，用于在植入之后将轨道锚固在合适位置上。骨质向内生长面可以是任何已知类型的表面，其容许组织生长或粘附到上端板92上。这种表面可包括连接在上端板上的烧结的熔珠、纤维或其它材料，或者表面可用已知的方式进行粗糙化或结构化。位于顶板和底板上的向内生长面101a和101b受到略高部分或唇缘的保护，其包围了骨质向内生长面(未显示)。可提供舌片406以限制后部移位并用于插入仪器的加工定位。在端板92、94前侧的相对侧面上可分别形成一对浅的空腔或凹窝408、410，从而容许取回/插入仪器，以便与用于插入和去除的端板相接合。

在本发明的另一方面，所有假体的关节式接合面可由聚合物形成。如上面论述的那样，核可完全由聚合物形成，例如超高分子量聚乙烯(“UHMWPE”)、交联的UHMWPE、陶瓷、聚醚醚酮(“PEEK”)或其它类型的合适的聚合物。骨质向内生长面可由等离子体喷溅金属、羟磷灰石或相似的骨状涂层制成，并且可包括骨生长因子的涂层。端板的关节式接合面可利用合适的聚合物、陶瓷等插入物而形成。与骨对接的端板剩余的外表面可由上述类型的骨质向内生长面形成。

图47和48显示了框架或支架500，其用于分离人体脊柱的相邻的椎骨体502和504，其中在脊柱前部表面的方向上看去时支架500处于合适位置。支架500还作为仪器引导器而操作，用于准备椎骨体502和504上相邻的骨表面。支架500通过锁定机构490而保持在合适位置上，支架通过连接在椎骨体502和504上的分离销492而附着在椎骨体502和504上。

椎骨体502和504以已知的方式通过连接在分离销492之间的分离仪器(未显示)而分离，分离销连接在椎骨体上用于分离它们或使它们分开，从而在除去自然的核(未显示)之后在它们之间产生空间509。

当支架500插入在椎骨体502和504之间时，锁定机构490放置在分离销492上，并拧紧螺钉491以便将支架500保持在合适位置上。如图48中所示，位于支架500内表面上的锚固钉510在空间509的相对两侧与椎骨体502和504相接合，并提供额外的支撑，以用于将支架500锚固在椎骨体上。

位于支架500内表面上的一对侧面凸起物506向后双侧面地延伸到盘间隙510中，用于将椎骨体502和504保持在特定的盘高度下。在相向的凸起物506的表面上形成了凹槽514，其用于在植入过程中所使用的引导仪器例如试车、钻具引导器和龙骨整形器，其将在下面进行更详细地描述。

图49显示了其中一组带有手柄516a的试验仪器516，其可插入在支架500中或直接插入到盘间隙中，以测量在椎骨体502和504之间的AP/中间-侧面端板覆盖率，用于确定将使用的矫正植入物的尺寸。试验仪器516的侧表面可具有剖面515，其形状定制成可配合在凹槽514中，凹槽成形于支架凸起物506上。试验仪器还可在端板502和504之间具有两个或多个用于防止仪器向后插入得太远的阻挡件513a和513b。这组试验仪器的尺寸和形状定制成至少可具有测量各种脊柱前凸的矫正度的能力，优选至少0°、3°和6°的脊柱前凸矫正度，并为假体确定端板的前后尺寸和中间-侧面尺寸的能力。

图50显示了带有手柄518a的钻具引导器518，以及分别成形于舌片519a、519b和519c中的引导孔520a、520b和520c，用于调整钻头(未显示)的轨迹，钻头用于制造椎骨体502和504中的起始孔，凹槽将最终容纳成形于假体端板上的龙骨，其在上面进行了更详细的描述。舌片519a、519b和519c还作为阻挡件而操作，用于防止钻具引导器在椎骨体502和504之间向后插入到盘间隙509中太远。钻具引导器518具有带剖面515的侧表面，其形状定制成可配合到成形于支架500的侧面凸起物506中的凹槽514中。引导孔与上述假体的上端板和下端板的外表面上形成龙骨的位置相对应，并且用于引导钻头(未显示)用于形成起始孔(未显示)，其敞开于相向的椎骨体502和504的表面上，使其形状可由图52中所示仪器定制成可容纳龙骨。图51显示了定位在椎骨体502和504之间的支架500，其准备在箭头方向上钻孔。

一旦钻出起始孔，就将图52中所示类型的龙骨切削仪器522插入支架500中，以用于在椎骨体502和504中对凹槽中的起始孔整形。龙骨切削仪器522包括带有剖面515的侧表面，其形状定制成可配合到支架500上的侧面凸起物506的凹槽514中，从而可精确地控制仪器的位置和运动。龙骨切削仪器还包括尖锐的切削刃524a、524b和524c，其利用仪器相对于支架500的简单的来回运动而用于对钻入椎骨体502和504中的开口进行整形。这样，在椎骨体中形成了精确形状的凹槽，其用于在对假体施加最小的作用力下容纳假体上的龙骨。在仪器515上提供了一个或多个阻挡件526a、526b和526c用于防止仪器在形成凹槽时在椎骨体502和504之间向后插入得太远。

如图52中所示，上述龙骨切削仪器522具有放置于一个表面上的一个龙骨切割器524a和放置于另一表面上的两个龙骨切割器524b、524c，但也可使用其它构造，只要有这样的形状即可，使得至少一个龙骨位于一个表面上，并且至少两个龙骨位于另一表面上，从而为假体提供最大的稳定性，并抵抗作用在假体上的扭力。试验仪器还具有一个或多个阻挡件526a、526b和526c，其用于防止仪器在端板502和504之间插入得太远。

或者，钻具引导器518和龙骨切割器522可用图53A-53D中所示类型的钻具引导器600来替换。钻具引导器600可包括带有剖面515的侧表面，其形状定制成可配合到支架500上的侧面凸起物506的凹槽514中，从而可精确地控制仪器的位置和运动。在另一技术中，没有使用支架500，并借助于手术中的荧光检查而将钻具引导器600插入到盘间隙509中。钻具引导器600还可具有轴环602，其包括三个引导孔604a、604b和604c，用于引导图53A和53B中所示的钻头606。轴环还作为阻挡件而操作，以防止钻具引导器在椎骨体502和504之间向后移动得太远。引导孔在形状上是矩形的，使得钻头可在引导孔中移动，从而不仅形成起始孔，而且还在假体上形成用于龙骨的凹槽。这样，所述龙骨切割器522不必用作接收龙骨的凹槽，其仅通过钻具引导器600的使用而成形。

在形成用于龙骨的凹槽之后的植入假体的过程的最后步骤包括装配选定尺寸和度数的脊柱前凸矫正的假体，使核夹在端板之间。医生使用一种仪器，其设计成可与上述假体端板上的浅的空腔或凹窝408和410相接合。在使假体的龙骨与椎骨体502和504中所产生的凹槽对准之后，就将假体轻轻地接入椎骨体502和504之间的合适位置上。如上所述形成的凹槽最大限度地减小了将假体定位在椎骨体502和504之间的合适位置上所需要的力量。

在插入了具有不正确的尺寸或形状的核心的情况下，盘间隙可被各种装置分离，包括众所周知的椎骨体分离销。一种具有设计成可与核的侧面上的小孔(如之前所述)相接合的小销的仪器，其被用于除去核，使其可被具有正确尺寸和形状的核所替换。

本发明中设计成可矫正脊柱中的脊柱前凸的另一实施例是图54、55和56中所示的一种两件式类型的装置，其容许正常的运动，同时具有楔形的几何形状。这种设计包括伸长的球或“香肠形”关节式接合的承靠面，其优选定位在下端板上，其在相对下端板的中间部分之前、之后或侧面具有其最大的直径。这种设计将改变上端板和下端板之间的关节式接合，从而提供畸形矫正。

如图54、55和56中所示，伸长的或“香肠型”形状的关节式接合面500可结合到下端板502中，使得假体具有两件式设计，其与之前实施例中所描述的三件式设计相反。伸长的关节式接合面500包括平整段504，并与上端板508上的承靠面506相匹配。如图54中所示，平整节504被合并到下承靠面上，以容许所接合的端板的搁置构造处于截锥形状的脊柱前凸的构造中。利用这种设计，下端板502将具有最大的垂直轴线，其没有定位在假体的几何中心上，而是定位在朝着端板前面、端板后面或端板一侧的方位上。最大垂直高度的位置和负荷承受能力根据需要矫正的畸形的类型来选择。在图54中，几何中心定位在朝着端板502前面的方位上，其将提供脊柱前凸矫正。

下端板502的关节式接合的承靠面500还包括位于平整节504相对两侧的弯曲段510和512，从而提供在矢状平面和冠状平面中的全部运动范围和平移范围。

上端板508附着在上椎骨部件(未显示)上，并且下端板502附着在下椎骨部件(未显示)上。端板具有基本上平坦的外表面或椎骨接触表面，其容许它们容易被插入。为了提供锐利的装置的稳定性和锚固作用，可具有龙骨或齿514，其具有上面详细论述的构造。龙骨可以是交错的，以避免骨中的应力集中。在上端板上可能有两种旁矢状龙骨，并且在下端板上有一个中线龙骨或反之亦然。端板502和508的外表面可按照促进骨质向内生长的方式进行处理，从而增强端板定位的稳定性。端板可包括阻挡部件516，以防止假体朝着脊椎管移动。

端板可具有两个不同的表面。接触椎骨体端板的每个端板的平坦表面能提供骨质向内成长，且包含合适的涂层，例如多孔钛、磷酸钙，或包括上述其它类型的促进骨长期稳定地向内生长的已知表面。端板还可具有一个或多个提供直接固定的旁矢状龙骨。

这两件器件502和508可由低摩擦的弹性体构成，例如聚氨酯、聚碳酸酯-聚氨酯、聚合物例如聚乙烯(特别是超高分子量聚乙烯)，合适的陶瓷、金属或金属合金，例如钛或钛合金、钴-铬-钼(CoCrMo)、钴28铬钼、钴铬、不锈钢、PEEK或其它合适的材料。下端板502的平整段504具有通常圆柱几何形状的设计，其中通过利用位于下端板的几何中心前部的最大高度轴线可改变结合于其中的脊柱前凸的度数。下端板的前部高度根据所需的脊柱前凸矫正的程度而改变。下端板可用于不同的脊柱前凸角度，例如0°、3°和6°，并且可用于不同的高度(例如4、6和8mm)。在确定最终的装置尺寸之前，可使用上述类型的一组仪器或其它装置来测量所需的脊柱前凸矫正量。

如上面提到的那样，下端板502的关节式接合的承靠面500是伸长的，具有要么部分圆柱形或要么部分圆锥形的平整段，以及位于平整段两侧的弯曲段510和512。这种形状设计成当下端板的关节式接合的承靠面500与上端板508上的圆柱形承靠面506相配合时，将导致更好的磨损特征，因为在中间/侧面弯曲期间将存在面接触，并且在弯曲/伸展期间存在线接触。

在中立位置上，承靠面506与平整的承靠面504相配合，并位于提供了所需畸形矫正的角度上。在这个位置上，在上端板502和508与下端板之间存在面接触。在中间/侧面弯曲期间，也将存在面接触，但在承靠面506与其中一个弯曲段510和512之间。

在图57-76中，描绘了关节置换植入物的各种实施例，包括腕掌关节植入物，跖趾关节植入物、掌指关节、第一跖趾关节、远端指间关节和近端指间关节植入物、踝骨植入物、全膝骨植入物、髋骨植入物和肩骨植入物。各个植入物的承靠面可包括定向特征，例如与上面公开的特征相似的平整段。平整段可与承靠面的其它部分相毗邻，这意味着它们紧邻接那些部分。

参看图57，显示了腕掌关节的中切面图，其中腕掌假体600的掌骨构件610植入在掌骨中，并且假体的大多角构件650植入在大多角骨中并潜在地延伸到舟骨中。掌骨构件610具有连接到圆顶状头部部分614上的杆体部分612。定位在掌骨构件610对面的是大多角骨构件650，其包括杯状容座部分654和杆体部分652。头部部分614构造成可与容座部分654相配合并关节式接合在容座部分654中，以替代自然的腕掌关节的运动。或者，圆顶状头部可定位在大多角骨中和掌骨的杯状容座中。

参看图58，其显示了掌骨构件610和大多角骨构件650的透视图。掌骨构件610的杆体部分612具有通常圆柱形的杆体616，其从头部部分614延伸至锥形的尖头618。杆体616可具有沿着其长度恒定的直径，或者可从头部部分614逐渐缩小至尖头618。螺纹620在杆体616的近端环绕杆体，并延续至尖头618处。在本发明的其它实施例中，沿着杆体的部分或全部可存在螺纹或凹槽或孔隙和/或羟磷灰石，或者杆体可以是不带螺纹的。另外，应该懂得，杆体616在形式上可以是不具有圆形横截面形状的圆柱形，而具有不同的横截面形状，例如方形、矩形、三角形、六角形或另一形状。

在杆体部分612的远端，头部部分614包括底座622和圆顶624。底座622是平的、圆形的元件，圆顶624从中向远端延伸。底座622具有近端-面向骨的接触面626，其构造成可坐落在准备好的掌骨中。骨接触面626可以是多孔的或无孔的组织向内生长面。底座的厚度可从薄的骨保存剖面变化至较厚的骨置换剖面。圆顶624具有通常半球形的构造；然而从一边延伸至对边的圆顶的中心段成形为具有恒定半径的圆柱体的一部分，从而构成平整段630。或者，圆顶可具有非对称的构造，其中平整段放置圆顶的中心段之外。平整段630具有恒定的半径，并且位于前后的方向上；然而在其它实施例中，其可位于中间-侧面的方向上。平整段还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。或者，平整段可定位成矫正冠状畸形或旋转畸形。与平整段630的任一侧毗邻的是圆形区域，即第一圆形区域632和第二圆形区域634。圆形区域632和634可具有相同或不同的高度和构造。连续基本凸起的承靠面636覆盖了圆形段632、634和平整段630。

平整段的引入确定了植入构件的对准，并且要么为圆顶状头部和杯状容座的关节式接合引入了优选的相对定向，或者减少了手术前的腕掌关节畸形。假体容许腕关节、腕掌和掌间关节的优选的对准或定向，其将在手掌和/或背脊韧带受损的情况下具有特别的重要性。在解剖位置影响关节静态对准的任何疾病处理都将需要植入物进行主动的畸形矫正。

大多角骨构件650的杆体部分652构造类似于之前陈述的杆体部分612，其具有杆体656、尖头658和螺纹660。在图57和58所示的实施例中，杆体部分652足够长，以便只与大多角骨相接合；然而在备选实施例中，大多角骨杆体部分652可能比掌骨杆体部分612更长，以便穿过大多角骨并锚固在舟骨中。杆体部分652在其近端连接了杯状容座部分654。容座654具有远端-面向骨的接触面676，其构造成可坐落在大多角骨的近侧。骨接触面676可以是多孔的或无孔的组织向内生长面。容座部分654的内部是基本凹入的承靠面678，其构造成可与圆顶624同心地配合并与之关节式接合，并且具有平整段680，其按照前后方向从杯状物的一个边缘延伸至另一边缘。平整段680可沿着前后轴线而居中；或者其可以非对称的定向偏离中心。在另一实施例中，平整段680可沿着中间-侧面轴线进行定向。平整段的容座部分还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。与平整段680接续的是第一圆形杯状段682，和第二圆形杯状段684。

腕掌假体600构造成可植入在掌骨和大多角骨中，使得圆顶624以优选的相对定向而关节式接合在杯状物654的内部。圆顶624可部分地在杯状物654中旋转，其受到周围肌肉和韧带的弯曲/伸展和中间/侧面运动的限制。其可以无约束的或半约束的方式起作用。随着拇指在中间-侧面方向上移动时，杯状物654将在圆顶624上滑动。在中立的中间-侧面位置上，杯状物的平整段680将与圆顶的平整段630对准。

当拇指沿着手背轴线弯曲和伸展时，如果平整段630、680对准，那么运动将是平滑的，因为杯状物的平整段680的曲率相当于圆顶平整段630的曲率。如果后部-前部运动朝着中间或侧面轻微地扭曲，那么平整段630、680将不会对准。

当关节，例如腕掌关节发生病变或受伤，并且替换关节时，那么周围某些软组织通常会由于疾病或损伤和替换程序而不可替换地损失了。软组织的损失可能导致关节中的骨的自然对准的损失；因为组织提供了自然的支撑和对骨的约束。提供可匹配的平整表面630、680可替换之前由软组织提供的某些自然关节的对准。腕掌关节的固定畸形与长期的骨关节炎、风湿性关节炎、刺激性和非刺激性关节炎以及

外伤后关节炎相关联。可匹配的平整表面能够解决内翻和外翻平面中的手术前畸形以及所有平面中的手术前畸形。

参看图59，显示了植入在掌骨和指骨中的掌指关节假体700的侧视图。掌指假体700通常可类似于腕掌假体600，然而其在尺寸和形状上可能略微不同，以匹配关节的特殊的几何形状。掌指关节假体700包括圆顶状掌骨构件710和杯状指骨构件750。或者，圆顶状头部构件可定位在指骨构件中，并且杯状容座构件定位在掌骨中。

掌骨构件710具有杆体712、底座714和基本凸起的头部716。平整段730在中间-侧面方向上越过头部716。或者，平整段730可在前后方向上越过头部716。指骨构件750包括杆体752和基本凹陷的容座754。形状与平整段730相对应的平整段760，其在中间-侧面方向上越过容座754。当植入构件时，凸起的头部716关节式接合在凹陷的容座754中。在中立位置，相对应的平整段730、760对准。在这个优选的相对定向中，关节的中间-侧面运动是平滑的。或者，圆顶716可具有非对称的构造，其中平整段放置头部的中心段之外。

参看图60，其描绘了植入在中间指骨和远端指骨中的远端指间关节假体800的侧视图。远端指间关节假体800包括中间指骨构件810和远端指骨构件850，中间指骨构件成形为可植入在中间指骨的远端，远端指骨构件成形为可植入在远端指骨的近端。或者，圆顶状头部810可定位在远端指骨构件中，并且杯状容座850定位在中间指骨中。

远端指间关节假体可类似于腕掌和掌指假体，但尺寸不同以适应更小的远端指间关节。应该懂得，对于近端指间关节可制成基本上可比拟的假体。

参看图61，其以放大的透视图显示了中间指骨构件810和远端指骨构件850。中间指骨构件810具有杆体812、底座814和基本凸起的头部816。平整段830在前后方向上越过头部816的一部分，并且基本凸起的承靠面832越过头部的远侧，包括平整段830。在本发明的另一实施例中，平整段可在中间-侧面方向上越过头部，或者具有另一定向。或者，圆顶可具有非对称的构造，其中平整段放置圆顶的中心段之外。平整段还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。

远端指骨构件850包括杆体852和凹陷的容座854。与平整段830相对应成形的平整段860，其在前后方向上越过容座854的一部分，并且基本凹入的承靠面862越过容座854的近侧。当构件被植入时，凸起的头部816配合在凹陷的容座854内部，并且承靠面832、862关节式接合在一起。在中立位置，相对应的平整段830、860对准。在这个优选的相对定向中，关节的前部-后部的伸展和弯曲是平滑的。

近侧指间关节的固定与长期的骨关节炎、风湿性关节炎、刺激性和非刺激性关节炎以及外伤后关节炎相关联。诸如指间关节的鹅颈形和钮孔形等条件还需要解决与掌骨指骨关节处相关联的软组织挛缩。可匹配的平整表面能够解决内翻和外翻平面中的手术前以及弯曲和伸展平面中的手术前畸形。

参看图62，其显示了“趾”或第一跖趾关节植入物900的侧视图。第一跖趾植入物900具有跖骨构件910和趾骨构件950。当植入在相对的跖骨和趾骨中，跖骨构件910和趾骨构件950可彼此接合和关节式接合，以便替代自然跖趾关节的功能。

图63显示了跖骨构件910和趾骨构件950的放大的透视图。跖骨构件910具有多个短钉912，其近端从基本圆形的底座914中突出来。或者，单个杆体可替代短钉。短钉或杆体可具有螺纹、凹槽或其它特征以增强骨中构件的固定。底座914的近侧是跖骨接触面918。骨接触面918、短钉912和/或杆体可包括多孔或无孔的组织向内生长面。

圆形的头部916在远端从底座914中延伸出来。头部916的一个方面，例如背脊方面可构成楔形，以提供带角度的承靠面，从而模拟第一跖趾关节的自然构造和/或适应第一跖骨的关节软骨的畸形。头部916的外表面是基本凸起的承靠面920。平整段930从头部916的背脊边缘延伸至相对的前部边缘并形成承靠面920的一部分。平整段930基本上成形为圆柱体的一部分；然而因为头部的一侧可能构造为形成带角度的承靠面，所以圆柱体的半径可能不是恒定的，并且平整段因此可能是不对称的。平整段还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。第一弯曲段932从平整段930的一侧弯曲至头部916的边缘，并且第二弯曲段934从平整段930的对侧弯曲至头部916的对边。

指骨构件包括远端延伸的杆体952和成形为可与圆形头部916相协作的杯状容座954。容座954的远侧是指骨接触面956，并且其和杆体可包括多孔或无孔的组织向内生长面。容座954的近侧具有轮廓与圆形头部916的形状相对应的杯状凹陷。基本凹陷的承靠面960覆盖了容座954的近侧，并且平整段970从容座954的背侧延伸至相对的前侧。在一侧与平整段970相邻的是第一杯状段972，并且第二杯状段974从平整段974的对侧延伸出来。平整段的容座部分可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。

跖骨构件910和趾骨构件950可进行最佳植入，使其平整段930、970在中立位置时对准。当在优选的相对定向中对准时，关节的弯曲/伸展可能是平滑的，因为平整段930、970可相互滑动。当指骨侧向移动至任一侧时，平整段可能不再精确对准，因为头部平整段930会遇到侧面杯状段972、974，并且容座平整段970会遇到相对的弯曲段932或934。跖趾骨关节的固定畸形与长期的骨关节炎、风湿性关节炎、刺激性和非刺激性关节炎以及外伤后关节炎相关联。可匹配的平整表面能够解决内翻和外翻平面中的手术前畸形以及弯曲和伸展平面中的手术前畸形。

图64是踝关节的侧视图，其具有根据本发明一个实施例的植入的踝关节假体1000。踝关节假体1000具有构造成可植入在胫骨远端的胫骨构件1010，以及构造成可植入在距骨上的距骨构件1050。图65是植入的踝关节假体的后部视图。

返回到图64，胫骨构件1010具有近端延伸的杆体1012，其可用骨接合剂而固定在准备好的胫骨中。在杆体上可存在螺纹、凹槽或其它特征(图64中不可见的)，以有助于固定构件1010的植入。杆体1012的远端是容座1016，其在形状上是杯状的，具有通常居中定位的凹陷1020。当构件植入在胫骨中时，杯状物远端或向下敞开。杯状物的面向近端的下侧是胫骨接触面1018。胫骨接触面1018、杆体1012和螺纹1014可包括多孔或无孔的组织向内生长面。

凹陷1020在深度和定向上可以是对称的，或者可以是非对称的。也就是说，凹陷1020的最深的部分可能不定位在容座1016的中心，而是离中心略向前、向后、中间或侧向去除。基本凹陷的承靠面1022与凹陷1020对准。属于平整段1030的定向特征在前后方向上越过承靠面1022。在平整段1030中，表面1022在其中间-侧面尺寸上是平坦的，但其在前后方向上可弯曲。中间邻接平整段1030的是中间杯状段1032，并且侧面邻接平整段1030的是侧面杯状段1034(图64中是不可见的)。

转到图65，距骨构件1050尺寸和构造定制成可与胫骨构件1010相对应，使得胫骨构件1010可配合在距骨构件1050上，并与之关节式接合，以模拟自然踝关节的运动。距骨构件1050具有多个远端从底座1054中延伸出来的短钉1052。通常平坦的板状底座1054具有面向远端的骨接触面1056，从中延伸出短钉1052。短钉1052和距骨接触面1056可包括多孔或无孔的骨质向内生长面。在本发明的这个实施例中，距骨接触面1056是平坦的，构造成可植入在基本被切除的距骨段上。

从底座1054的近侧隆起了圆顶部分1058，其外表面是基本凸起的承靠面1060。圆顶部分1058可能不是如真半球中那样径向对称的，而是非对称的以匹配胫骨构件的凹陷。在图64所描绘的实施例中，圆顶的最高部分从中心前移，但在中间-侧面方向上是居中的。这种构造容许距骨构件更紧密地匹配自然距骨的形态。圆顶1058的高度和形状设计成可与容座1010的凹陷1020的形状相匹配，并且在功能上替代被切除的距骨段。

采用平整段1070形式的定向特征在前后方向上越过凸起的承靠面1060。在平整段1070中，表面1060在其中间-侧面尺寸上是平坦的，但其在前后方向上可弯曲。中间邻接平整段1070的是中间弯曲段1072，并且侧面邻接平整段1070的是侧面弯曲段1074。平整段1070还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。胫骨构件上的平整段的容座部分也可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。

一旦植入距骨构件1050和胫骨构件1100并容许其协作时，凹陷的承靠面1022与凸起的承靠面1060发生接触。当承靠面对准于中立的低能量位置或优选的相对定向位置时，胫骨平整段1030将与距骨平整段1070相对应。从这个位置，关节的前后弯曲和伸展将是平滑的。因为踝在中间-侧面方向上旋转，平整段可能移动而不对准，因为距骨平整段1070会遇到杯状段1032或1034，并胫骨平整段1030会遇到相对的弯曲段1072或1074。踝关节的固定畸形与长期的骨关节炎、风湿性关节炎、刺激性和非刺激性关节炎以及外伤后关节炎相关联。可匹配的平整表面能够解决内翻和外翻平面中的手术前畸形以及弯曲和伸展平面中的手术前畸形。在次距骨(subtalar)关节层面可能需要额外的矫正程序以解决内翻和外翻的畸形。

参看图66，其显示了植入在胫骨和距骨中的踝关节假体1100的一个备选实施例。踝关节假体1100设计成不太庞大，并且在优选的微创程序中使用。假体1100包括胫骨构件1110和距骨构件1150。距骨构件1150可植入在现有的距骨上，或者可使用绞刀为距骨构件1150创造完美的凹槽，使得一旦就位，构件1150就与周围的骨齐平。

参看图67，其显示了踝关节假体1100的放大的透视图。距骨构件1150包括弯曲的承靠部分1152，从中从远端突出多个短钉1154。弯曲的承靠部分1152成形为可配合在被最低限度切除的距骨段上。因此，弯曲的承靠部分1152不具有平坦的底座和厚度变化的圆顶以替代失去的切除的骨；相反弯曲的承靠部分1152弯曲以配合在距骨上或距骨中。或者，距骨构件1150可坐落在利用合适的绞刀而在距骨中创造的凹槽中。平整段1170在前后方向上越过距骨构件1150的基本凸起的承靠面1160。平整段1170可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。在平整段1170中，承靠面1160在其中间-侧面尺寸上是平坦的，但其在前后方向上可弯曲。中间邻接平整段1170的是中间弯曲段1172，并且侧面邻接平整段1170的是侧面弯曲段1174。或者，距骨构件1150可不具有平整段而纯粹具有圆柱形的构造，其具有胫骨构件1110中相对应的几何形状。

胫骨构件1110可具有许多与胫骨构件1010相同的特性和特征，尤其与杆体和胫骨接触面相关的特性和特征。然而杯状凹陷1120的具体形态可能不同，以符合修整的距骨构件1150的形态。基本凹陷的承靠面1122与凹陷1120对准，并成形为可与距骨构件的凸起的承靠面1160关节式接合。平整段1130在前后方向上越过承靠面1122。在平整段1130中，表面1122在其中间-侧面尺寸上是平坦的，但其在前后方向上可弯曲。中间邻接平整段1130的是中间杯状段1132，并且侧面邻接平整段1130的是侧面杯状段1134。平整段1130还可在内翻和外翻以及弯曲和伸展的带角度的植入物中用到，从而矫正手术前的内翻和/或外翻畸形和弯曲和/或伸展畸形。踝关节的固定畸形与长期的骨关节炎、风湿性关节炎、刺激性和非刺激性关节炎以及外伤后关节炎相关联。可匹配的平整表面能够解决内翻和外翻平面中的手术前畸形以及弯曲和伸展平面中的手术前畸形。在次距骨关节层面可能需要额外的矫正程序以解决内翻和外翻的畸形。

参看图68A和68B，其显示了踝植入物的另一实施例的侧面和后部截面图。三部分的踝植入物1500包括上胫骨端板1510、下距骨端板1530和承靠嵌入物1550。胫骨和距骨端板可由生物适应性金属或金属合金形成，而承靠嵌入物可由生物适应性聚合物形成。这个实施例提供了在相同的植入物中的前后方向和中间-侧面方向延伸的平整段。承靠嵌入物的高度可变化，并且具体高度的选择可能依赖于畸形的类型和严重性。

参看图68A，胫骨端板1510具有面向骨的上侧面1512，其具有至少一个短钉1514或其它特征，用于将端板固定在准备好的胫骨上。下承靠侧面1516包括用于将端板固定在承靠嵌入物1550上的柱1518或其它特征，其尾部朝着距骨植入物1530延伸。距骨端板1530具有面向骨的下侧面1532，其具有一个或多个短钉1534，用于将端板固定在准备好的距骨上。上承靠侧面1536位于端板1530的相反的向头侧面上。

如图68B中最佳所示，承靠嵌入物1550包括上承靠面1552，其可以是基本凸起的，并可成形为可与胫骨端板1510的下承靠侧面1516关节式接合。上关节式接合面1552中的凹穴1554定位成当装配植入物时可容纳柱1518。在本发明的其它实施例中，可包括不同于柱和凹穴的另一类型的锚固装置。上承靠面1552包括上平整段1560，其以前后方向定向在表面上，在各个侧翼与弯曲段1562相邻接。弯曲段容许踝的翻转和倒转。上承靠面1552可以是非对称的；上承靠面的前部可优选高于后部，或者其可低于后部。

如图68A中最佳所示，可以是基本凸起的下承靠面1568，其成形为可与距骨端板1530的上承靠侧面1536关节式接合。承靠面1568包括下平整部分1570，其以中间-侧面方向定向在表面上，在侧翼按前后方向与弯曲段1572相邻接。弯曲段1572容许踝的背屈和平弯。或者，可根据所需的畸形矫正而只在前后方向上或只在中间-侧面定向上引进平整段。根据所需的畸形矫正，平整段1560、1570可能不具有相同的平坦节的尺寸。

图69A和69B代表一种备选的三部分踝植入物1600的侧面和前部-后部截面图。踝植入物1600包括上胫骨端板1610、下距骨端板1630和承靠嵌入物1650。踝植入物1600不同于三部分踝植入物1500在于平整段的定向是反向的：在承靠嵌入物上，上平整段是按中间-侧面方向定向的，并且下平整段是按前后方向定向的。另外，承靠嵌入物1650在端板1610、1650之间自由浮动，而没有锚固装置。距骨和/或胫骨端板可包括凹陷，以匹配面向的承靠面的曲率，并且可有助于保持承靠嵌入物。

参看图69A，承靠嵌入物1650具有基本凸起的上承靠面1652，其与上胫骨端板1610关节式接合。平整段1660以中间-侧面方向越过承靠面。在前后方向上与平整段1660翼侧相邻接的是弯曲段1662。弯曲段1662容许关节的背屈和平弯。承靠嵌入物1650可以是非对称的，因为承靠嵌入物的高度在前部可能更高，如图69A中所示。或者根据有待矫正的畸形，承靠嵌入物在前部的高度可以是恒定的或更薄。类似地，承靠嵌入物的高度可在中间-侧面方向上变化，这同样依赖于有待矫正的畸形。

参看图69B，承靠嵌入物1650具有基本凸起的下承靠面1668，其与下距骨端板1630关节式接合。下承靠面1668具有平整段1670，其在前后方向上越过嵌入物，在各个侧面与弯曲段1672侧翼相邻接。弯曲段1672容许踝的翻转和倒转。

参看图70A和70B，其显示了一种用于植入之前所述的任何踝植入物的备选方法。绞刀、锉刀或另一合适的工具或工具组合用于准备距骨中的凹槽1702，如图70A中所示。凹槽1702是骨中成形为可容纳距骨植入物1704的凹穴，并且可足够深，使得植入物的顶面在植入到凹槽中时与周围的骨基本齐平，如图70B中所示。距骨植入物1704可成形为模拟被除去的骨表面的高度和大体形状。或者，可将上述任何距骨植入物或相似的植入物植入在凹槽中。通过将距骨植入物植入在凹槽中1702，减少了被植入假体的总的头侧-尾部高度，因为植入物没有明显地在周围的骨表面之上延伸。在胫骨中可准备好相似的凹槽，以接受之前提供的任何胫骨植入物，或者可在胫骨和距骨中准备好凹槽，从而进一步减少关节替代物的总高度。

在用于这里所述的任何假体的植入程序期间，绞刀或其它合适的工具可用于准备骨中的凹穴区域，假体将植入在该区域中。与上述用于可植入的踝关节假体相似的程序还可执行用于其它假体，包括但不局限于拇指、手指、脚趾、膝盖、肩部和髋部假体。产生可植入构件的凹槽，其可保留关节构件之间的间隙，并减少关节替代物的整个高度。

参看图71，其显示了膝关节植入物1200的冠部图，其包括股骨构件1210和胫骨构件1250。股骨构件1210可具有三个主要部分：杆体1212、裂开骨髁部分1214和膝盖骨部分1216。杆体1252、胫骨托盘1254和半月板部分1256组成了胫骨构件1250。

参看图72，其显示了股骨构件1210和胫骨构件1250的放大的透视图。杆体1212从近端1220延伸至远端1222，这里其固定在底座1224中，底座垂直于杆体1212。围绕底座1224从后部弯曲至前部的是骨髁部分1214。骨髁部分1214被分裂成两个骨髁，即中间骨髁1226和侧面骨髁1228。各个骨髁1226、1228具有基本凸起的承靠面1230、1232，其可各在前后方向和中间-侧面方向上曲线，从而基本上与被切除的膝关节的原始几何形状相匹配。各个凸起的承靠面1230、1232还可具有平整段1234、1236。在平整段1234、1236中，承靠面1230、1232可不在前后方向或中间-侧面方向上弯曲，而可以是平坦的。或者，可根据所需的畸形矫正而只在前后方向上或只在中间-侧面定向上引进平整段。根据所需的畸形矫正，平整段1234、1236可能不具有相同的平坦节的尺寸。这些平整段1234、1236定位成使得当膝关节伸展时，平整段1234、1236定向于远端，并搁置在承靠部分1256上。

胫骨构件1250的杆体1252从远端1258延伸至近端1260，其连接在胫骨托盘1254的远侧。胫骨托盘的近侧是半月板部分1256。半月板部分1256可以是单独的嵌入物，或者可与胫骨托盘1254整体地成形。两个凹腔以前后方向越过半月板部分1256，即中间凹腔1262和侧面凹腔1264。凹腔定位成当植入两个构件时，中间骨髁1226与中间凹腔1262接触并关节式接合，并且侧面骨髁1228与侧面凹腔1264接触并关节式接合。各个凹腔1262、1264具有基本凹陷的承靠面1266、1268。中间平整段1270可定位在中间承靠面1266上，并且侧面平整段1272定位在侧面承靠面1268上。在平整段1270、1272中，承靠面1266、1268不是凹陷的，而是平坦的，构造成与股骨构件的平整段1234、1236相对应。

当膝关节伸展时，股骨构件和胫骨构件的平整段对准，因为股骨构件搁置在胫骨构件上。当膝关节弯曲时，股骨构件1210将相对于胫骨构件1250向后旋转，并且平整段1234、1236将向前移动，使得它们不再与半月板部分1256上的中间平整段1270和侧面平整段1272对准。当它们移动而不对准时，平整段1234、1236的后部边缘将会遇到凹腔1262、1264的凹陷部分。

参看图73，其显示了髋骨假体1300的截面图。髋骨假体1300包括髋臼杯状构件1310和股骨构件1350。

参看图74，其展现了髋骨假体构件1310、1350的透视图。髋臼杯状构件1310是杯状形状，具有凸起的骨接触面1312，其可以是多孔的或无孔的骨质向内生长面。构件内部是基本凹陷的承靠面1314，其可由生物适应性金属、塑料或陶瓷制成。通常居中定位在凹陷的承靠面1314上的是平整段1316，其可以是圆形的形状。连续环绕平整段1316的是凹陷的环段1318。平整段1316可对称地定位在图74中的凹陷的承靠面上；或者，其可非对称地定位。

股骨构件1350包括杆体1352、颈部1354和头部1356。杆体1352可具有多孔或无孔的骨质向内生长面，并且成形为可植入在被切除的股骨近端中。颈部1354通常可垂直于杆体1352，但可根据需要对准于非垂直角度上，从而与病人髋骨的具体的几何形状相匹配。头部1356安装在颈部的近端或与之相邻接。头部1356通常是球形形状，并且构造成可与髋臼杯状构件1310相关节式接合。基本凸起的承靠面1358覆盖了头部的外球面。凸起的承靠面1358的一段可以是平整段1360，其构造成可能包含平坦的表面。平整段1360可定位成当构件1310、1350进行植入和并配合在一起时，使其同心地与髋臼杯状构件1310的平整表面1316相对应。如同髋臼杯上的平整段1316一样，股骨构件的平整段1360可对称地或不对称地定位在承靠面上。

参看图75，其显示了肩部假体1400的截面图。肩部假体1400包括构造成可植入在被切除的肱骨近端的肱骨构件1410，以及构造成可植入到肩胛骨的关节窝空腔中的关节窝构件1450。

参看图76，其展现了肩部假体构件1410、1450的透视图。所描绘的关节窝构件1450包括细小的杆体1452、底座1454和容座1456。在本发明的其它实施例中，可能有多个杆体，或没有杆体。杆体1452连接在底座1454的骨接触侧面1458上。杆体1452和底座的骨接触侧面1458可包括多孔或无孔的骨质向内生长面。凹陷的容座1456连接到底座1454上，位于与杆体1452相反的侧面上。基本凹陷的承靠面1462内衬于容座1456的内部。平整段1460通常居中地定位在凹陷的承靠面1458上，在表面1458上形成基本圆形的平坦区域。连续环绕平整段1460的是凹陷的环段1464。

肱骨构件1410包括杆体1412和头部1414。杆体1412是长、纤细且通常圆柱形的，并且成形为可插入到被切除的肱骨的近端中，如图75中所示。颈部1416从杆体1412的近端延伸出来，并将头部1414连接到杆体上。头部1414通常是半球形的，具有平坦的、远端定向的面向骨的侧面1418和圆形的、近端定向的基本凸起的承靠面1420。平整段1430占据了凸起的承靠面1420的一部分，在表面上形成了基本圆形的平坦的节。

当肱骨构件1410和关节窝构件1450进行植入，并且关节处于中立位置或优选的相对定向时，平整段1430、1460彼此相对对准成同心对应的关系。平整节可提供与修订或肿瘤外科手术中可能特别相关的所需对准，其中周围的软组织结构已经受到影响。如图所示，平整段1430、1460可通常居中地定位在肱骨构件和关节窝构件上，或者如果需要可进行非对称地偏置以矫正畸形。

上述许多关节替代植入物还可包括设计成可与第一构件和第二构件协作的第三构件，从而创造一种带有两个旋转轴线的通用关节。第三构件可具有两个承靠面，一个构造成可与第一构件协作，并且第二承靠面构造成可与第二构件协作。第三构件上的承靠面可具有平整段，其构造成可与第一构件和第二构件上的平整段协作。例如，第三构件上的第一承靠面可具有平整段，其构造成可与第一构件上的平整段协作以提供弯曲/伸展的旋转轴线，而第三构件上的第二承靠面可具有平整段，其构造成可与第二构件上的平整段协作以提供内翻/外翻的旋转轴线。

图57-76中所描绘的关节替代植入物可由生物适应性材料，例如生物适应性金属或其它合适的强度材料形成。植入物可由一种生物适应性材料形成，而承靠面包括另一种生物适应性材料。

植入物构件可完全地或部分地由任何生物适应性金属形成，例如不锈钢、钛、钛合金、钴铬、CCM(钴铬钼)、铝、锆、镍钛(NiTi/镍钛金属互化物)、形状记忆金属、超弹性金属、金属基质复合物，例如碳化钛、碳化钨、钽或铬等等。植入物构件可完全或部分地由生物适应性陶瓷材料形成，例如氧化铝、氧化锆、氧化铝-氧化锆的混和物或其它陶瓷基质复合物。植入物构件可完全或部分地由生物适应性聚合物形成，例如PEEK、碳或玻璃纤维加强的聚合物、ABS、聚碳酸酯、聚乙烯、超高分子量聚乙烯(UHMWPE)、尼龙、聚合物基质、乙缩醛、聚脂、聚丙烯、PTFE、ePTFE、可吸收的聚合物，例如聚l乳酸(PLLA)、聚乳酸(PLA)、聚乙醇酸(PGA)、TCP、乙交酯、交酯、水凝胶、弹性体，例如硅、腈、丁基合成橡胶、热塑性弹性体(TPE’s)或乙烯基醋酸酯(EVA)，等等。

植入物构件可完全或部分地由另一生物适应性材料形成，包括金刚石或宝石状材料、碳、水凝胶、高温碳、地幔岩碳、同种异体植入骨、去矿物质化的骨、胶原蛋白、软骨、磷酸三钙、磷酸钙、羟磷灰石、PMMA-骨接合剂、蛋白质、氨酸、核酸或糖等等。

植入物构件还可被完全地或部分地覆上专用涂层，例如氮化钛、硼化钛、碳化钛、基于离子的涂层、陶瓷涂层、氧化物涂层、等离子体、PTFE涂层、低摩擦涂层、疏水性或亲水性涂层、或气相沉积涂层等等。植入物构件的骨接触部分可包括多孔的或无孔的骨质向内生长面。

在不脱离其精神或本质特征的条件下，本发明可以其它特殊的形式来体现。例如，上面描述了关节假体的各种备选示例。应该懂得，上述示例的各种特征可进行混合和匹配，以形成多种不同的其它备选方案，其可各具有根据本发明的不同的承靠面构造或优选的相对定向。因此，所述的实施例在所有方面都应被认为只是说明性的而非限制性的。因此本发明的范围由所附权利要求而非前面细节描述来指定。属于权利要求的等同涵义和范围内的所有变化都应包含在它们的范围内。

尽管已详细描述本发明及其优点，但是应理解，可在不脱离所附权利要求所定义的本发明的实质和范围的情况下，做出各种变化、替换和变更。此外，本申请的范围并非旨在局限于说明书中所描述的工艺、机器、制造、物质成分、机构、方法和步骤的具体实施例。由于本领域普通技术人员将很容易从本发明的公开中领会到，因此，根据本发明，可利用现有的或之后研究出的与这里所描述的相应实施例来执行基本相同功能或实现基本相同结果的工艺、机器、制造、物质组分、机构、方法或步骤。因此，所附的权利要求意图将这些工艺、机器、制造、物质成分、机构、方法或步骤包括在其范围内。

Claims (40)

1.一种可植入的关节假体，所述假体包括：

第一构件，其具有第一承靠面；和

第二构件，其具有成形为用来与所述第一承靠面关节式接合的第二承靠面；

其中，所述第一承靠面在至少一个截面中具有定位在所述第一承靠面的第一弯曲段和第二弯曲段之间并与之邻接的第一平整段，并且所述第二承靠面在至少一个截面中具有定位在所述第二承靠面的第三弯曲段和第四弯曲段之间并与之邻接的第二平整段；

其中，所述第二平整段构造成用于在所述第一构件和所述第二构件的优选的相对定向中搁置在所述第一平整段上。

2.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一平整段并不居中地定位在所述第一承靠面上，并且所述第二平整段并不居中地定位在所述第二承靠面上。

3.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一承靠面是基本凸起的，并且所述第二承靠面是基本凹陷的。

4.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述假体从由人造盘替代物、人造盘核、腕掌关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远端指间关节假体、近端指间关节假体、踝关节假体、膝关节关节假体、髋关节假体和肩关节假体组成的组中选择。

5.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，还包括：

第三构件，所述第三构件具有带第三平整段的第三承靠面，其中，所述第三承靠面构造成用于与所述第二构件的第四承靠面关节式接合；

其中，所述第四承靠面包括第四平整段；

其中，所述第二平整段构造成用于在所述第一构件和所述第二构件的一相对定向中搁置在所述第一平整段上。

6.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一构件还包括第一骨接触面，并且所述第二构件还包括第二骨接触面，其中，所述第一骨接触面和所述第二骨接触面包括组织向内生长面。

7.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一承靠面具有不居中地定位在所述第一承靠面上的最大高度轴线，其中，所述第二承靠面具有不居中地定位在所述第二承靠面上的最大深度轴线。

8.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一平整段成形为圆柱体的一部分，从而提供关于单个轴线的所述优选的相对定向。

9.根据权利要求1所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一平整段通常是圆形形状，其中，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段协作以限定围绕所述第一平整段的半球形的形状，从而提供关于两个正交轴线的优选的相对定向。

10.一种可植入的关节假体，所述假体包括：

第一构件，其具有带第一弯曲段和第一定向特征的第一承靠面；和

第二构件，其具有带第二弯曲段和第二定向特征的第二承靠面，其中，所述第二承靠面成形为用以与所述第一承靠面关节式接合；

其中，所述第一定向特征和所述第二定向特征构造成可协作，以朝着优选的相对定向来推动所述第一构件和所述第二构件。

11.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一定向特征包括第一平整段，并且所述第二定向特征包括第二平整段。

12.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，还包括：

第三构件，所述第三构件具有带第三定向特征的第三承靠面，其中，所述第三承靠面构造成用于与所述第二构件的第四承靠面关节式接合；

其中，所述第四承靠面包括第四定向特征；

其中，所述第二定向特征构造成用于在所述第一构件和所述第二构件的一种相对定向中搁置在所述第一定向特征上。

13.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述假体从由人造盘替代物、人造盘核、腕掌关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远端指间关节假体、近端指间关节假体、踝关节假体、膝关节关节假体、髋关节假体和肩关节假体组成的组中选择。

14.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一定向特征并不居中地定位在所述第一承靠面上，并且所述第二定向特征并不在居中地定位在所述第二承靠面上。

15.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一承靠面具有不居中地定位在所述第一承靠面上的最大高度轴线，其中，所述第二承靠面具有不居中地定位在所述第二承靠面上的最大深度轴线。

16.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一定向特征成形为圆柱体的一部分，从而提供关于单个轴线的该优选的相对定向。

17.根据权利要求10所述的可植入的关节假体，其特征在于，所述第一定向特征通常是圆形形状，其中，所述第一弯曲段与所述第一定向特征相邻接，以限定围绕所述第一定向特征的半球形形状，从而提供关于两个正交轴线的优选的相对定向。

18.一种用于利用可植入的关节假体来替换自然关节的方法，所述方法包括：

将第一构件固定在第一骨上，所述第一构件具有带第一平整段的第一承靠面，所述第一平整段定位在所述第一承靠面的第一弯曲段和第二弯曲段之间并与之相邻接；

将第二构件固定在第二骨上，所述第二构件具有带第二平整段的第二承靠面，所述第二平整段定位在所述第二承靠面的第一弯曲段和第二弯曲段之间并与之相邻接；和

定位所述第一承靠面以与所述第二承靠面关节式接合，使得所述第二平整段在所述第一构件和所述第二构件的优选的相对定向中搁置在所述第一平整段上。

19.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一平整段并不居中地定位在所述第一承靠面上，并且所述第二平整段并不居中地定位在所述第二承靠面上。

20.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一承靠面是基本凸起的，并且所述第二承靠面是基本凹陷的。

21.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述假体从由人造盘替代物、人造盘核、腕掌关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远端指间关节假体、近端指间关节假体、踝关节假体、膝关节关节假体、髋关节假体和肩关节假体组成的组中选择。

22.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一构件还包括第一骨接触面，并且所述第二构件还包括第二骨接触面，其中，所述第一骨接触面和所述第二骨接触面包括组织向内生长面。

23.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一承靠面具有不居中地定位在所述第一承靠面上的最大高度轴线，其中，所述第二承靠面具有不居中地定位在所述第二承靠面上的最大深度轴线。

24.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一平整段成形为圆柱体的一部分，从而提供关于单个轴线的优选的相对定向。

25.根据权利要求18所述的方法，其特征在于，所述第一平整段通常是圆形形状，其中，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段协作以限定围绕所述第一平整段的半球形的形状，从而提供关于两个正交轴线的优选的相对定向。

26.一种用于利用可植入的关节假体替换自然关节的方法，所述方法包括：

将第一构件固定在第一骨上，所述第一构件具有带第一弯曲段和第一定向特征的第一承靠面；

将第二构件固定在第二骨上，所述第二构件具有带第二弯曲段和第二定向特征的第二承靠面；且

定位所述第一承靠面以与所述第二承靠面关节式接合，使得所述第一定向特征和所述第二定向特征协作，以朝向优选的相对定向推动所述第一构件和所述第二构件。

27.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征包括第一平整段，并且所述第二定向特征包括第二平整段。

28.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述假体从由人造盘替代物、人造盘核、腕掌关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远端指间关节假体、近端指间关节假体、踝关节假体、膝关节关节假体、髋关节假体和肩关节假体组成的组中选择。

29.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征并不居中地定位在所述第一承靠面上，并且所述第二定向特征并不在居中地定位在所述第二承靠面上。

30.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述第一承靠面具有不居中地定位在所述第一承靠面上的最大高度轴线，其中，所述第二承靠面具有不居中地定位在所述第二承靠面上的最大深度轴线。

31.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征成形为圆柱体的一部分，从而提供关于单个轴线的优选的相对定向。

32.根据权利要求26所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征通常是圆形形状，其中，所述第一弯曲段与所述第一定向特征相邻接，以限定围绕所述第一定向特征的半球形形状，从而提供关于两个正交轴线的优选的相对定向。

33.一种用于利用可植入的关节假体替换自然关节的方法，所述方法包括：

将第一构件固定在第一骨上，所述第一构件具有带第一弯曲段和第一定向特征的第一承靠面；

将第二构件固定在第二骨上，所述第二构件具有带第二弯曲段和第二定向特征的第二承靠面；

定位具有带第三定向特征的第三承靠面的第三构件以与所述第三承靠面关节式接合，使得所述第一定向特征和所述第三定向特征协作，从而朝向优选的相对定向来推动所述第一构件和所述第三构件。

34.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征包括第一平整段，并且所述第二定向特征包括第二平整段。

35.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述假体从由人造盘替代物、人造盘核、腕掌关节假体、掌指关节假体、跖趾关节假体、远端指间关节假体、近端指间关节假体、踝关节假体、膝关节关节假体、髋关节假体和肩关节假体组成的组中选择。

36.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第一定向特征并不居中地定位在所述第一承靠面上，并且所述第二定向特征并不在居中地定位在所述第二承靠面上。

37.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第三定向特征并不居中地定位在所述第三承靠面上。

38.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第一承靠面是基本凹陷的，所述第二承靠面是基本凹陷的，并且所述第三承靠面是基本凸起的。

39.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第三定向特征成形为圆柱体的一部分，从而提供关于单个轴线的优选的相对定向。

40.根据权利要求33所述的方法，其特征在于，所述第三构件还包括第四承靠面和第四定向特征，并且还包括，定位所述第二承靠面以与所述第四承靠面关节式接合，使得所述第二定向特征和所述第四定向特征协作，从而朝向优选的相对定向推动所述第二构件和所述第三构件。

Images