JPH08294502A - 膝関節用補強具 - Google Patents

膝関節用補強具

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JPH08294502A JP8081945A JP8194596A JPH08294502A JP H08294502 A JPH08294502 A JP H08294502A JP 8081945 A JP8081945 A JP 8081945A JP 8194596 A JP8194596 A JP 8194596A JP H08294502 A JPH08294502 A JP H08294502A
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 性能を改善し有効寿命の長い人工膝関節補強
具、損耗破片発生の傾向の少い膝関節補強具、広い接触
面積と低い接触ストレスを通常の使用条件全般と不整配
列条件下において維持することができるような人工膝関
節補強具、部材寸法を混在させることが可能でありなが
ら大腿部および脛骨部材の間で低い接触ストレスを維持
できる膝関節補強具を提供すること。 【解決手段】 大腿骨部材と、脛骨平坦部と、脛骨担持
部材とを含む膝関節補強具であり、大腿骨部材と脛骨担
持部材の骨頭要素の関節表面の設計と寸法は、関節表面
の間の接触面積が完全な整列と不整整列条件の両方で最
大となるようにする。さらに、完全な整列と不整整列で
関節表面にかかる接触ストレスを減少する。関節表面の
広い接触面積と低い接触ストレスは異なる寸法の膝関節
補強部材を適合させた場合にも維持することができる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は移植可能な骨補強具
に関し、さらに詳しくは膝関節補強具に関する。
【０００２】
【従来の技術】関節置換術はきわめて一般化しており、
他の方法ではできないような場合にも多くの人がふつう
に生活できるようになる。人工関節はふつうは既存の骨
に固定される金属製および／またはセラミック製要素か
ら構成される。膝関節形成術は周知の術式で、罹患およ
び／または損傷した自然膝関節を人工膝関節に置換す
る。典型的な人工膝関節補強具は、大腿骨要素、膝蓋骨
要素、脛骨トレーまたは平坦部、脛骨担持部材を含む。
大腿骨要素は一般に側方に間隔を開けて配置した一対の
骨頭部分を含み、その下面または遠位表面が脛骨部材に
形成した相補的な骨頭要素と嵌合する。
【０００３】適切に機能する人工膝関節において、大腿
骨部材の骨頭部分は脛骨担持部材の骨頭要素に形成した
嵌合表面上を自由に摺動および転動する必要がある。置
換した人工関節内の自然摩擦は、損耗破片の発生を起こ
すことがあり、破片の微粒子（たとえば補強具の金属ま
たはプラスチック）が移動するようになり関節内に入り
込む。人工関節内の損耗破片の発生現象は関節の適切な
機械的動作を妨害することのある重大な問題である。さ
らに、損耗破片は骨溶解や骨変敗を起こすことがある。
損耗破片が人工関節内に発生した場合、破片の外科的除
去または後の人工関節置換が必要とされることが多い。
【０００４】適切に埋め込まれた人工膝関節の通常の使
用中には脛骨担持部材に負荷とストレスがかかる。脛骨
担持部材は典型的には超高分子量ポリエチレン（ＵＨＭ
ＷＰＥ）から製造され、摩擦、連続動作、ストレスが脛
骨担持部材の何らかのびらんおよび／または折損の原因
となり、損耗破片を発生させることがある。損耗破片の
危険性は人工膝関節の不整配列中の方が幾らか大きく、
これは通常の使用または不完全および／または不正確な
人工関節の患者への埋設によることがある。不整配列中
には脛骨担持部材にかかる負荷は均等に分散されない。
むしろ、過剰な負荷が脛骨担持部材のある部分にかか
る。この不均等な負荷分布が（またはエッジ加重が）損
耗破片の発生を加速することがある。脛骨担持部材への
接触ストレスは関節の不整配列で実質的に増加し、これ
によって人工膝関節が不整配列状態におかれたときに損
耗破片を発生させる危険を増大させている。
【０００５】関節置換術では補強部材が適切な寸法で移
植整列されることを確実にする非常に大きな精度を必要
とする。不完全な採寸、移植、整列は膝関節の機能不全
ならびに人工関節のある領域での高い接触ストレスの存
在につながり、つまりは損耗破片の発生を起こすことに
なる。膝関節置換術を受ける患者の骨格は多彩で、人工
関節を構成する標準的な寸法の人工関節部材との適合が
困難になることがある。多くの人工関節部材は類似した
寸法の部材どうしを使用し自然関節を置換する際に患者
に移植すべきものとして製造されている。つまり、人工
膝関節を構成する大腿骨部材、脛骨担持部材、脛骨平坦
部が通常は適合した寸法でなければならない。部材の寸
法が適合しない場合、不適当なエッジ過重が発生し損耗
を加速させることがある。
【０００６】大腿部および脛骨部材の間で広い接触面積
と低い接触ストレスを維持することで日常生活の動作の
間もまたさまざまな不整配列条件においても損耗破片の
発生傾向が少なく、適合または不適合骨頭寸法の選択を
有する膝関節補強具が必要とされる。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明の目的
は性能を改善し有効寿命の長い人工膝関節補強具を提供
することである。本発明の別の目的は損耗破片発生の傾
向の少い膝関節補強具を提供することである。本発明の
さらなる目的は広い接触面積と低い接触ストレスを通常
の使用条件全般と不整配列条件下において維持すること
ができるような人工膝関節補強具を提供することであ
る。本発明の別の目的は部材寸法を混在させることが可
能でありながら大腿部および脛骨部材の間で低い接触ス
トレスを維持できる膝関節補強具を提供することであ
る。上記のおよびその他の目的は以下の説明から明らか
になろう。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明は患者に移植した
場合大腿部および脛骨部材の嵌合表面が広い接触面積と
低い接触ストレスを維持するように設定されている人工
膝関節補強具を提供する。人工膝関節の大腿部材は患者
の大腿骨遠位端に装着可能な近位表面と、大腿骨頭を形
成する２つの隣接した半平行な担持表面とを含む遠位関
節表面とを有する。それぞれの大腿骨頭は、前後方向と
内外側方向の両方に湾曲した凸面状である。矢状面内に
あって脛骨骨頭部材と当接自然後方向に延在するそれぞ
れの大腿骨頭の曲率は、第１の矢状面半径が第２の矢状
面半径よりも前方にあって前記第１と第２の矢状面半径
がそれぞれの曲率中心の間の距離だけ互いにずれている
ような少くとも２つの半平行な半径により決定される。
好ましくは、第１と第２の矢状面半径の曲率中心は同一
線上にある。前額面内にあって脛骨骨頭部材と当接し内
外側方向に延在する各大腿骨頭の曲率は前額面半径で決
定される。
【０００９】本発明の人工関節補強具は近位端と、患者
の脛骨に取り付け自在な遠位端とを有する平坦部の脛骨
トレイも含む。さらに、本発明の人工関節補強具は脛骨
平坦部部材の近位端内部に取り付け自在な遠位表面と近
位関節表面とを有する脛骨担持部材とを含む。脛骨担持
部材の近位関節表面は大腿骨部材の隣接した半平行な担
持表面に嵌合する２つの隣接した脛骨骨頭要素を含む。
脛骨担持部材の各骨頭要素は前後および内外側方向の両
方に湾曲した凸面状である。
【００１０】本発明の人工関節補強具は、大腿骨骨頭と
脛骨骨頭部材の間の接触を特徴とする。好ましくは、お
よそ２０６０Ｎの負荷に晒された時、大腿担持表面と骨
頭要素の間の接触ストレスは人工関節が完全な整列状態
であればおよそ１５ＭＰａを越えることはなく、人工関
節が不整配列の内外反かつ内外転している場合におよそ
２０ＭＰａを越えない。さらに、大腿要素の骨頭と脛骨
担持部材の骨頭要素の間の接触面積は、不整配列なしに
人工関節を約１５°屈曲させた時２００平方ミリ以上で
ある。大腿部材の骨頭と脛骨担持部材の骨頭要素の間の
接触面積は人工関節を約１５°屈曲させ内反外反方向に
３°挙上した時１３０平方ミリ以上である。
【００１１】好ましくは、第１と第２の矢状面半径は人
工関節の大腿骨部材の寸法増加に併せて増加しつつ、前
額面半径は大腿部材の寸法が増加しても実質的に一定の
ままである。第１の矢状面半径は１．０２０から１．８
８５インチの範囲内で、第２の矢状面半径は０．６から
１．２インチの範囲内である。前額面半径は好ましくは
０．７から１．１インチ程度である。
【００１２】前後方向における脛骨骨頭要素の曲率は大
腿骨部材の担持表面の第１の矢状面半径の１０４％から
１２０％程度である半径によって決定される。内外側方
向における脛骨骨頭要素の半径は大腿骨部材の担持表面
の前額面半径の１２０％から１５２％程度である半径に
よって決定される。
【００１３】
【発明の実施の形態】本発明は人工膝関節補強具の製造
の改良を提供する。本発明の人工膝関節の設計と寸法は
人工膝関節補強具の大腿および脛骨部材の間の接触を大
きくすることが容易である。この接触の改良は接触面積
を増大し人工関節の関節表面の間の接触ストレスを減少
させるので、従って置換関節内での損耗破片の発生傾向
を除去または大幅減少するのに役立つ。
【００１４】図１は本発明により製造した人工膝関節補
強具１０に見られる３つの部材を図示している。大腿骨
部材１２は患者大腿骨の遠位端内部に取り付け自在な下
面表面１６と、上部関節表面１８とを含む。関節表面１
８は、隣接する外側１２０と内側２２の骨頭を含む。人
工膝関節補強具１０は脛骨トレイまたは平坦部２４も含
み、これの遠位端２６は患者脛骨内に取り付け自在な遠
位方向に延出している支柱２５を含む。脛骨平坦部の近
位端３０は陥凹部を含み、この内部に脛骨担持部材３４
が機械的嵌合において取り付けられる。
【００１５】脛骨担持部材３４は脛骨平坦部２４の陥凹
部３２内部に取り付け自在な遠位表面３６を含む。脛骨
担持部材３４の近位表面３８は大腿部材１２の関節表面
１８と係合し関節結合する関節表面４０を形成する。脛
骨担持部材３４の関節表面４０は外側４２と内側４４の
隣接する骨頭を含む。図２に図示してあるように、大腿
骨部材１２の外側と内側の骨頭２０、２２は脛骨担持部
材３４の外側と内側骨頭４２、４４に係合的に取り付け
る。
【００１６】図示していないが、人工膝関節の脛骨部材
は、脛骨トレイ部材２４と脛骨担持部材３４に対応する
部分を含むような一体式に形成することができる。典型
的には、このような一体式部材ユニットは超高分子量ポ
リウレタンから製造される。大腿骨部材１２の骨頭２
０、２２と脛骨担持部材３４の骨頭４２、４４は、これ
ら２つの部材が互いに係合した場合に大腿骨部材の骨頭
と脛骨担持部材の骨頭の間の接触面積が最大になるよう
に設定する。最大の接触面積は膝関節の可動範囲全体に
わたり完全な整列状態で、また内外反および内外転を含
め不整整列条件において実現される。本明細書で用いて
いる術語「完全な整列」は、解剖学的な屈曲真点範囲全
体にわたって（即ち約−１０°から＋１３５°）膝関節
が内外反０°、内外転０°におかれるような条件を表わ
している。
【００１７】大腿骨部材と脛骨担持部材の間の広い接触
面積を実現する能力は最小限とされている。多くの場
合、脛骨担持部材は高分子材料、たとえば超高分子量ポ
リウレタン（ＵＨＭＷＰＥ）などから製造される。人工
膝関節使用中に脛骨担持部材の両端に不均等に分散した
または集中した負荷がかかる場合、エッジ負荷が発生す
る。エッジ負荷は人工関節補強具のある部分に高い接触
ストレスの発生を招き、これが関節内での損耗破片の発
生を起こすことがある。
【００１８】図２、図３、図５（ａ）、図５（ｂ）、図
１１は骨頭２０、２２を含む本発明の大腿骨部材１２を
示す。それぞれの骨頭２０、２２は一般に形状が楕円形
で前後方向と内外側方向の両方に湾曲した凸面状の形状
である。矢状面内にあって脛骨担持部材の骨頭４２、４
４と当接し前後方向に延在する各骨頭２０、２２の関節
表面２３の曲率は第１の矢状面半径が第２の矢状面半径
より前方によっているような少くとも２つの半平行な半
径により決定される。第１の前よりの矢状面半径（Ｒ
１）は第２の矢状面半径（Ｒ２）からそれぞれの曲率半
径中心（Ｃ１、Ｃ２）の間の距離だけずれている。
【００１９】図５（ａ）に図示してあるように、矢状面
にあってそれぞれの骨頭２０、２２についての関節表面
２３の曲率はほぼ４つの半径で決定できる。しかし重要
な表面寸法は、脛骨担持部材３４の骨頭４２、４４に当
接する骨頭２０、２２の部分に関連する形状である。第
１の矢状面半径（Ｒ１）は矢状面にあるそれぞれの骨頭
２０、２２の関節表面２３の中間部分を前後方向に沿っ
て包含している。典型的には、Ｒ１で決定される骨頭２
０、２２の関節表面２３が約０°から４０°の間での膝
の屈曲中に脛骨担持部材３４の関節表面４０と当接す
る。第１の矢状面半径（Ｒ１）は約１．０２０から１．
８８５インチの範囲内にある。
【００２０】第２の矢状面半径（Ｒ２）は矢状面内にあ
って前後方向に延在する骨頭２０、２２の関節表面２３
のもっと後ろの部分を包含する。Ｒ２によって決定され
る骨頭２０、２２の関節表面２３は典型的には約４０°
より大きい膝の屈曲中に脛骨担持部材３４の関節表面４
０に当接する。第２の矢状面半径（Ｒ２）は約０．６か
ら１．２インチの値を有するのが好ましく、また解剖学
的制約から約０．７ないし１．１インチの値がさらに好
ましい。
【００２１】図５（ａ）に図示してあるように、第１と
第２の矢状面半径（Ｒ１、Ｒ２）はそれぞれの曲率中心
（Ｃ１、Ｃ２）から起始する。曲率中心Ｃ１とＣ２は同
一線上にありＲ２（Ｃ２）の曲率中心はＲ１（Ｃ１）の
曲率中心よりさらに後ろにある。
【００２２】第１と第２の矢状面半径（Ｒ１、Ｒ２）の
値は、ある範囲で大腿骨部材の寸法に依存する。典型的
には、大腿骨部材は別の患者の骨格に対応するように異
なる大きさで利用される。大腿骨部材は最大幅範囲（前
後方向の大きさ）が約５０ないし７４ミリメートル、最
大幅（内外側方向の大きさ）が約５４ないし７８ミリメ
ートルの範囲の大きさを有することができる。表１は各
種大腿骨部材寸法での第１と第２の矢状面半径に適当な
値を示す。
【００２３】 表１ 大腿骨 Ａ−Ｐ Ｍ−Ｌ Ｒ１ Ｒ２ 部材寸法 幅（mm）幅（mm）値（インチ） 値（インチ） ２ ５６ ６０ １．１９４ ０．７４３ ３ ６１ ６６ １．３２１ ０．７９４ ４ ６５ ７１ １．４０５ ０．８２８ ５ ６９ ７３ １．５１１ ０．８６０ ６ ７４ ７８ １．７５０ ０．９５０
【００２４】図５（ｂ）は前額面内にあり内外側方向に
延在する骨頭２０、２２の関節表面２３の曲率を表わ
す。この表面の曲率は、前額面半径（Ｒ３）によって決
定される。好ましくは、前額面半径は０．７ないし１．
１インチの範囲である。前額面半径の値は実質的に一定
しており、人工関節の大腿骨部材の寸法によって変化す
ることはない。つまり、使用する大腿骨部材または脛骨
担持部材の寸法とは無関係に実質的に同一の前額面半径
を使用できる。
【００２５】図１から図４、図１０（ａ）、図１０
（ｂ）を参照すると、脛骨担持部材３４は一般に楕円形
で大腿骨部材１２の骨頭２０、２２と係合して関節結合
するように構成された内側４２と外側４４の隣接する脛
骨骨頭要素を含む。脛骨骨頭要素４２、４４は湾曲した
凸面形状とするのが好ましい。脛骨骨頭要素４２、４４
の関節表面４６は、内外側方向と前後方向の両方で湾曲
した凸面上表面を特徴とする。矢状面内にあって前後方
向に延在する脛骨骨頭要素４２、４４の曲率は矢状面半
径（Ｒｓ）で決定される。好ましくは、この半径は大腿
骨部材１２の骨頭要素２０、２２の第１の矢状面半径
（Ｒ１）の約１０４％から１２０％である。
【００２６】前額面内にあり内外側方向に延在する脛骨
担持部材３４の骨頭４２、４４の曲率は前額面半径（Ｒ
ｃ）で決定される。脛骨担持部材の骨頭４２、４４の前
額面半径は大腿骨部材１２の骨頭２０、２２の前額面半
径（Ｒ３）の約１２０％から１５２％が好ましい。
【００２７】本発明の人工関節の大腿骨部材１２の円弧
角度は大腿骨部材の寸法により変化する。円弧角度
（α）は、図１０に図示してあるように、円弧の中心１
００から関節表面１８のもっとも低い点１０２へ引いた
線と、円弧の中心１００から関節表面２３の側方エッジ
２８の間に引いた線との間でなす角度である。円弧角度
は内外反の量に直接比例しエッジ負荷を発生させること
なく許容される。さらに、円弧角度は骨頭の寸法形状の
効果に対応し、大腿骨および脛骨部材の骨頭が同一の
「適合」寸法を使用しなくても好適な係合が実現できる
ようにするために有意である。円弧角度はこれが広く大
腿骨部材１２と内外側寸法の関数であることから寸法に
より変化する。表２は各種寸法の大腿骨部材での代表的
な円弧角度を示す。
【００２８】
【００２９】本発明の人工膝関節補強具１０は多くの利
点を提供する。前述のように、大腿骨部材１２と脛骨担
持部材３４の間の接触面積が最大となり、接触ストレス
が減少する。さらに別の利点は、本発明の人工膝関節補
強具の大腿骨部材を移植術施術中に対応する寸法の脛骨
担持部材または寸法が１つだけ大きいまたは小さい部材
と試適することができる。これによって外科医が患者の
解剖学的要求に適合するような人工関節を移植できる。
このような寸法不適合があっても、本発明の膝関節補強
具は広い接触面積と最小の接触ストレスをなお有してい
る。
【００３０】図６（ａ）と図７（ａ）は、完全な整列条
件（図６（ａ））と、３°の内外反（図７（ａ））を起
こした場合の従来技術の既知の膝関節補強具を示す。図
示したように、大腿骨部材１２の外側骨頭２０は脛骨担
持部材３４の外側骨頭要素４２から分離している。その
結果、外側大腿骨骨頭２０と外側脛骨骨頭要素４２の界
面にエッジ負荷がかかるようになる。これに比較して、
図７（ｂ）に図示してある本発明の膝関節補強具の３°
内外反不整配列では大腿骨部材と脛骨担持部材の関節表
面１８、４０の間にはエッジ負荷がなく良好な接触が維
持されている。
【００３１】図８は本発明の大腿骨部材１２と脛骨担持
部材３４を互いに取り付けて８°の内外転不整配列条件
においた場合を示す。この不整配列にも関わらず、エッ
ジ負荷はわずかか全くなく、また大腿骨部材１２と脛骨
担持部材３４の間で良好な接触が維持されている。
【００３２】図９は膝関節の１５°屈曲中に本発明の脛
骨担持部材３４の付近に取り付けた本発明の大腿骨部材
１２を示す。図示してあるように、大腿骨部材１２と脛
骨担持部材３４の間でこのような屈曲中も良好な接触が
維持されている。
【００３３】図１１は各種従来技術の人工膝関節補強具
（サンプルＡからサンプルＧ）の大腿骨部材と脛骨担持
部材の関節表面間で観察された接触ストレスの値を示
し、これには本発明の膝関節補強具も含む（サンプル
Ｘ）。図１１に図示してあるデータを生成するため、接
触ストレスは、平均体重のほぼ３倍である約２０６０Ｎ
の負荷をかけた場合の１５°屈曲、３°内外反挙上、０
°内外転の整列条件にある膝関節補強具で評価した。
【００３４】実験手順では大腿骨部材を適当な保持ブロ
ックに接着する必要があったので、大腿骨部材を保持ブ
ロック（セメントを載せてある）へ大腿骨がこれ以上動
かなくなるまで圧接した。次に脛骨トレイは脛骨保持ブ
ロックに接着した。インストロン１１２３型（Instron
1123）圧縮機械強度試験機にねじ止めしてあるｘ−ｙプ
レート上に回転位置表示盤を固定した。回転位置表示盤
は高さ合わせし必要なら楔を入れた。この装置を、前方
位置から時計まわりに約４５°回転した方向でインスト
ロン１１２３装置へ取り付けた。
【００３５】大腿骨試験ブロックは大腿骨ブロック保持
ブラケットへ締結して、このアセンブリをインストロン
１１２３装置の負荷セルにねじ止めした。次に、脛骨保
持ブロックを回転位置表示盤の底部プレートにねじ止め
した。大腿骨アセンブリ（大腿骨部材を取り付けていな
い）を脛骨保持ブロックに対して載置した。大腿骨アセ
ンブリは脛骨保持ブロックが大腿骨ブロックホルダに対
して直角になるように調整するべきである（位置合せの
段階で回転ダイアルを使用しない）。試験の前に、脛骨
インサートを約１８〜２４時間水浴（３７℃±１℃）に
浸漬する。試験は、温度３７℃±１℃、相対湿度８０〜
９０％の環境チャンバ内で行なう。チャンバが所望の温
度と湿度レベルに達したら、脛骨インサートを水浴から
取り出して脛骨保持治具に挿入する。試験中は大腿骨部
材を所望の屈曲角度に設定することができる。
【００３６】試験開始時には、毎分２ミリメートルのク
ロスヘッド速度を設定しインストロン作図記録計は５０
０ｋｇフルスケールに設定する。電極センサー格子を有
する間置フィルム、たとえばテクスキャン社（米国マサ
チューセッツ州ボストン）から入手可能なＴＥＫＳＣＡ
Ｎなどを大腿部材と脛骨部材の間に配置する。リアルタ
イム画面を開けて応力較正を実行する。センサーは大腿
骨部材と脛骨インサートの間に配置する。負荷は理想的
にはセンサー格子の中心に配置する。ＴＥＫＳＣＡＮ技
術は印加する負荷値を入力するようにユーザに指示す
る。次に、大腿骨を脛骨インサート（とＴＥＫＳＣＡＮ
センサー）上に載せる。適切なレベルに達するまで負荷
を増加させることができる。この時点で、インストロン
移動制御装置上の「停止」ボタンとＰＣキーボード上の
「エンター」キーを同時に押す。接触ストレスと接触面
積を記録してから負荷を除去する。
【００３７】図示したように、本発明の人工関節補強具
は従来技術の膝関節補強具より大幅に低いピーク接触ス
トレスを示した。本発明の膝関節補強具が示した接触ス
トレスは約１１ＭＰａであり、従来技術の膝関節補強具
の接触ストレスは１６から２４ＭＰａの間だった。
【００３８】図１２は図１１のデータを生成するために
使用したのと同じ試験法を用いたピーク接触ストレスの
評価結果を示す。ただし膝関節補強具は屈曲１５°、内
外反挙上３°、内外転０°の不整配列条件においた。本
発明の人工膝関節補強具（サンプルＸ）は約１６ＭＰａ
の接触ストレスを示したが、従来技術の人工膝関節補強
具を用いて発生した接触ストレスは、図１２に図示した
ように、約２４ＭＰａから３０ＭＰａの範囲だった。
【００３９】図１３は、３種類の異なる整列条件下で、
各種膝関節補強具の大腿骨および脛骨部材の間の接触面
積を比較した際に得られたデータを示したものである。
評価に用いた整列条件は屈曲１５°、内外反挙上０°、
内外転０°（１５−０−０）と、屈曲１５°、内外反挙
上３°、内外転０°（１５−３−０）、および屈曲１５
°、内外反挙上０°、内外転８°（１５−０−８）とし
た。図１３に図示したデータも前述の方法を用いて生成
し、人工膝関節補強具の接触面積と所定面積における接
触ストレスをＴＥＫＳＣＡＮ技術で提供した。
【００４０】従来技術の膝関節サンプルは図１３におい
てサンプルＡからサンプルＥで示してある。本発明のサ
ンプルはサンプル３／２、サンプル３／３、サンプル３
／４で示してある。本発明のサンプルの表記において、
第１の数値は表１と表２に定めた大腿骨部材の寸法を表
わし、また第２の数値は脛骨担持部材の寸法を表わして
いる。
【００４１】各種膝関節補強具の大腿骨および脛骨部材
の間の接触面積は、１５−０−０整列条件において、図
１３に図示してあるように、本発明の膝関節（サンプル
３／２、３／３、３／４が評価した従来技術の膝関節補
強具より有意に大きい接触面積を示したことが分かっ
た。大腿骨部材寸法３（６１×６６ミリメートル）と脛
骨担持部材寸法３（４７×７１ミリメートル）（サンプ
ル３／３）を使用した本発明の膝関節補強具は約２７０
平方ミリメートルの接触面積を示した。大腿骨部材寸法
３に脛骨担持部材寸法２（４３×６４ミリメートル）を
適合させると、約３１０平方ミリメートルの接触面積を
実現した。大腿骨部材寸法３に脛骨担持部材寸法４（５
１×７６ミリメートル）を適合させると（サンプル３／
４）、約３５５平方ミリメートルの接触面積を実現し
た。これと比較して、従来技術の膝関節補強具は１５−
０−０整列条件で約１２０から２１０平方ミリメートル
の範囲の接触面積を示した。
【００４２】図１３は、本発明による３種類の膝関節補
強具の寸法設定（３／３、３／２、３／４）の接触面積
が、膝関節を１５−３−０不整配列条件においた場合に
それぞれ１９０平方ミリメートル、２１０平方ミリメー
トル、１７０平方ミリメートルの接触面積を実現したこ
とを示している。その他の評価した膝関節補強具は、同
じ試験条件下において約７０から９７平方ミリメートル
の範囲の接触面積を有していた。
【００４３】本発明の３種類の人工膝関節補強具の寸法
設定（３／３、３／２、３／４）は１５−０−８不整配
列条件においた場合に比較的大きな接触面積も示した。
本発明の人工膝関節補強具は、３／３の寸法設定で１７
０平方ミリメートル、３／２の寸法設定で１８５平方ミ
リメートル、３／４の寸法設定で１４７平方ミリメート
ルの接触を示した。評価した従来技術の膝関節補強具は
同じ条件下で約１１９から１９０平方ミリメートルの接
触面積を示した。
【００４４】本発明にしたがって作成した人工膝関節補
強具の大腿骨部材と脛骨担持部材の関節表面の設計と寸
法は膝関節補強具の各種の異なる構成で使用するように
もできる。つまり、本明細書で説明した関節表面の設計
と寸法を、たとえば十字靱帯保存膝関節補強具、十字靱
帯摘除膝関節補強具、半月担持補強具、ヒンジ式補強
具、単骨頭補強具等の膝関節補強具に組み込むことがで
きる。
【００４５】本発明の膝関節補強具は、高い強度、靭
性、損耗破片抵抗性を有する生体親和性の高い各種材料
から作成できることが当業者には理解されよう。このよ
うな材料の例としては、コバルトクロム合金、チタンア
ルミニウム合金、ステンレス鋼などの金属合金、セラミ
ック、およびその他の移植用骨補強具の製造に使用され
る周知の材料を含む。典型的には、大腿骨部材と脛骨平
坦部をコバルトクロム合金等の金属合金から作成し、脛
骨担持部材は超高分子量ポリウレタン等の高分子材料か
ら作成する。
【００４６】本発明の上述の説明は本発明を適用する製
作の範囲を表わすために示してある。膝関節補強具の物
理的構成および寸法の変化は、本明細書の開示から当業
者には明らかであろうし、このような変化は本明細書に
添付の請求項に記載した通り特許権の発行される本発明
の範囲内に含まれるものと見なされるべきものである。
【００４７】以下に述べるように好適な態様が提供され
る。 （１）請求項１の補強具において、前記第１と第２の矢
状面半径は前記補強具の大腿骨部材の寸法増加にしたが
って増加することを特徴とする。 （２）態様（１）の補強具において、前記第１の矢状面
半径は、前記脛骨骨頭要素と当接して、約１．０２０か
ら１．８８５インチの範囲にあることを特徴とする。 （３）態様（１）の補強具において、前記第２の矢状面
半径は、前記脛骨骨頭要素と当接して、約０．７から
１．１インチの範囲にあることを特徴とする。 （４）請求項１の補強具において、前記前額面半径は前
記補強具の大腿骨部材の寸法増加に合わせて実質的に一
定であることを特徴とする。 （５）態様（４）の補強具において、前記前額面半径は
約０．７から１．１インチの範囲にあることを特徴とす
る。 （６）請求項１の補強具において、前記大腿骨部材の担
持表面と前記脛骨担持部材の骨頭要素との間の接触面積
は、前記補強具を不整配列なしで約１５°屈曲させた場
合、２００平方ミリメートルより大きいことを特徴とす
る。 （７）請求項１の補強具において、前記大腿骨部材の担
持表面と前記脛骨担持部材の骨頭要素の間の接触面積
は、前記補強具を約１５°屈曲させ３°内外反させた場
合に、１３０平方ミリメートルより大きいことを特徴と
する。 （８）請求項１の補強具において、前記大腿骨部材は、
関節置換術施術中に、対応する寸法の脛骨担持部材と、
また対応する寸法より１つ寸法単位が大きいまたは小さ
い脛骨担持部材と、該補強具の性能を妥協せずに適合さ
せることができることを特徴とする。 （９）態様（２）の補強具において、前記脛骨骨頭要素
の曲率は、前後方向において、前記大腿骨部材の担持表
面の第１の矢状面半径の約１０４％から１２０％である
半径によって決定されることを特徴とする。 （１０）態様（５）の補強具において、前記脛骨骨頭要
素の曲率は、内外側方向において、前記大腿骨部材の担
持表面の前額面半径の約１２０％から１５２％である半
径によって決定されることを特徴とする。
【００４８】（１１）請求項１の補強具において、前記
内外反不整配列条件が３°の内外反挙上であることを特
徴とする。 （１２）請求項１の補強具において、前記内外転不整配
列条件が８°の内外転であることを特徴とする。
【００４９】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、性能を
改善し有効寿命の長い人工膝関節補強具を提供すること
ができる。また、損耗破片発生の傾向の少い膝関節補強
具を提供することができる。さらに、広い接触面積と低
い接触ストレスを通常の使用条件全般と不整配列条件下
において維持することができるような人工膝関節補強具
を提供することができる。さらに、部材寸法を混在させ
ることが可能でありながら大腿部および脛骨部材の間で
低い接触ストレスを維持できる膝関節補強具を提供する
ことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】大腿骨部材と、脛骨平坦部と、脛骨担持部材と
を示す人工膝関節の分解斜視図である。
【図２】完全に整列した条件において人工脛骨担持部材
の近くに配置した人工膝関節大腿骨部材の正面図であ
る。
【図３】完全に整列した条件において人工脛骨担持部材
の近くに配置した人工膝関節大腿骨部材の内側からの側
面図である。
【図４】図１に図示した人工脛骨担持部材の上面図であ
る。
【図５】（ａ）は、本発明にしたがって製作した大腿骨
部材と脛骨担持部材の矢状面断面図、（ｂ）は、本発明
にしたがって製作した大腿骨部材と脛骨担持部材の前額
面部分断面図である。
【図６】（ａ）は、完全に整列した条件において従来技
術の脛骨担持部材の近くに取り付けた従来技術の大腿骨
部材の後面図、（ｂ）は、完全に整列した条件において
本発明の脛骨担持部材の近くに取り付けた本発明の大腿
骨部材の後面図である。
【図７】（ａ）は、約３°の内外反を有する不整配列条
件において従来技術の脛骨担持部材の近くに取り付けた
従来技術の大腿骨部材の後面図、（ｂ）は、３°の内外
反を有する不整配列条件において本発明の脛骨担持部材
の近くに取り付けた本発明の大腿骨部材の後面図であ
る。
【図８】８°の内外転を有する不整配列条件において脛
骨担持部材の近くに取り付けた本発明の大腿骨部材の上
面図である。
【図９】１５°屈曲して脛骨担持部材の近くに取り付け
た本発明の大腿骨部材の（内側からの）側面図である。
【図１０】本発明により製作した大腿骨部材の後面図で
ある。
【図１１】本発明の人工膝関節と従来技術の各種人工膝
関節の設計における完全整列した人工大腿骨部材と脛骨
担持部材との嵌合中に得られる接触ストレスを表わす棒
グラフ図である。
【図１２】従来技術の人工膝関節の設計に対して比較し
た本発明の人工膝関節における不整配列条件での人工大
腿骨部材と脛骨担持部材との嵌合中に得られる接触スト
レスを表わす棒グラフ図である。
【図１３】本発明にしたがって製作した人工膝関節の人
工大腿骨部材と人工脛骨担持部材の間の嵌合の接触面積
を異なる整列条件下での従来技術の各種人工膝関節と比
較して示した棒グラフ図である。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ロバート・エドワード・サマーリッチ アメリカ合衆国、02766 マサチューセッ ツ州、ノートン、ビーチ・ストリート ５ (72)発明者 ジョージ・エイ・オコーア アメリカ合衆国、02766 マサチューセッ ツ州、ノートン、エイリーン・ロード ７

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者大腿骨遠位端に取り付け自在な下部
    表面と前後方向と内外側方向の両方に湾曲した凸面状の
    ２個の隣接した半平行な担持表面を含む上部関節表面と
    を有して、矢状面内において脛骨骨頭要素と当接し前後
    方向に延在するそれぞれの担持表面の曲率が少くとも２
    つの半平行な半径により決定され、第１の矢状面半径は
    第２の矢状面半径より前方に位置し前記第１と第２の矢
    状面半径はそれぞれの曲率半径の間の距離だけ離れ、前
    額面内において脛骨骨頭要素と当接し内外側方向に延在
    する各担持表面の曲率が前額面半径によって決まる大腿
    骨要素と、 近位端と患者の脛骨に取り付け自在な遠位端とを有する
    脛骨要素と、 前記脛骨要素の前記近位端内部に取り付け自在な遠位表
    面と近位関節表面とを有し、前記近位関節表面は前記大
    腿骨要素の隣接した半平行な前記担持表面に嵌合する２
    つの隣接した脛骨骨頭要素を含み、それぞれの骨頭要素
    は前記前後方向と前記内外側方向の両方に湾曲した凸面
    状をなす脛骨担持部材とを含み、 膝関節の可動範囲全体で前記大腿骨担持表面と前記脛骨
    骨頭要素の間の確定した接触は、約２０６０Ｎの負荷を
    かけた場合に完全に整列していれば前記大腿骨要素の前
    記担持表面と前記脛骨担持部材の前記骨頭要素の間の接
    触ストレスがほぼ１５ＭＰａを越えず、内外反挙上およ
    び／または内外転不整条件にある場合におよそ２０ＭＰ
    ａを越えないことを特徴とする補強具。
  2. 【請求項２】 患者大腿骨遠位端に取り付け自在な下部
    表面と２個の隣接した半平行な担持表面を含む上部関節
    表面とを有し、それぞれの担持表面は前後方向と内外側
    方向の両方に湾曲した凸面状であり、矢状面内において
    脛骨骨頭要素と当接し前後方向に延在するそれぞれの担
    持表面の曲率が少くとも２つの半平行な半径により決定
    され、第１の矢状面半径が第２の矢状面半径より前方に
    位置しており約１．０２０ないし１．８８５インチ、ま
    た前記第２の矢状面半径が約０．７ないし１．１インチ
    であり、前額面内において脛骨骨頭要素と当接し内外側
    方向に延在する各担持表面の曲率が約０．７ないし１．
    １インチの前額面半径によって求まる大腿骨要素と、 近位端と患者の脛骨に取り付け自在な遠位端とを有する
    脛骨要素と、 前記脛骨要素の前記近位端内部に取り付け自在な遠位表
    面と近位関節表面とを有し、前記近位関節表面が前記大
    腿骨要素の隣接した半平行な前記担持表面に嵌合する２
    つの隣接した脛骨骨頭要素を含み、それぞれの骨頭要素
    は前記前後方向と前記内外側方向の両方に湾曲した凸面
    状で、全既前後方向の前記骨頭要素の曲率は前記第１の
    前額面半径のおよそ１０４％から１２０％の半径によっ
    て求められ、前記内外側方向の前記骨頭要素の曲率半径
    が前記大腿骨要素の前記担持表面の前記前額面半径のお
    よそ１２０％から１５２％の半径によって求まる脛骨担
    持部材とを含み、 膝関節の可動範囲全体でまた不整条件で前記大腿部担持
    表面と前記脛骨骨頭部材の間の接触面積の改善と接触ス
    トレスの減少を特徴とする補強具。
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ES (1) ES2171610T3 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012091033A (ja) * 2005-09-30 2012-05-17 Conformis Inc 関節形成装置

Families Citing this family (111)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5414049A (en) 1993-06-01 1995-05-09 Howmedica Inc. Non-oxidizing polymeric medical implant
CA2166450C (en) * 1995-01-20 2008-03-25 Ronald Salovey Chemically crosslinked ultrahigh molecular weight polyethylene for artificial human joints
US6059830A (en) * 1995-11-02 2000-05-09 Wright Medical Technology, Inc. Low wear ball and cup joint prosthesis
US8865788B2 (en) * 1996-02-13 2014-10-21 The General Hospital Corporation Radiation and melt treated ultra high molecular weight polyethylene prosthetic devices
US8563623B2 (en) * 1996-02-13 2013-10-22 The General Hospital Corporation Radiation melt treated ultra high molecular weight polyethylene prosthetic devices
EP2319546A1 (en) * 1996-07-09 2011-05-11 Orthopaedic Hospital Crosslinking of polytheylene for low wear using radiation and thermal treatments
US9603711B2 (en) 2001-05-25 2017-03-28 Conformis, Inc. Patient-adapted and improved articular implants, designs and related guide tools
US8545569B2 (en) 2001-05-25 2013-10-01 Conformis, Inc. Patient selectable knee arthroplasty devices
DE19708375A1 (de) * 1997-01-17 1998-07-23 Ceramtec Ag Fixation eines Tibiateils auf einem Tibiaplateau einer Kniegelenkendoprothese
DE19716879C2 (de) * 1997-04-22 1999-07-15 Plus Endoprothetik Ag Femurschlitten
US6039764A (en) * 1997-08-18 2000-03-21 Arch Development Corporation Prosthetic knee with adjusted center of internal/external rotation
US6258126B1 (en) 1997-09-09 2001-07-10 Depuy Orthopaedics, Inc. Cushioned joint prosthesis
US6152960A (en) * 1998-10-13 2000-11-28 Biomedical Engineering Trust I Femoral component for knee endoprosthesis
US6413279B1 (en) 1999-03-01 2002-07-02 Biomet, Inc. Floating bearing knee joint prosthesis with a fixed tibial post
US6165223A (en) * 1999-03-01 2000-12-26 Biomet, Inc. Floating bearing knee joint prosthesis with a fixed tibial post
US6972039B2 (en) 1999-03-01 2005-12-06 Biomet, Inc. Floating bearing knee joint prosthesis with a fixed tibial post
US6379388B1 (en) 1999-12-08 2002-04-30 Ortho Development Corporation Tibial prosthesis locking system and method of repairing knee joint
US6558426B1 (en) 2000-11-28 2003-05-06 Medidea, Llc Multiple-cam, posterior-stabilized knee prosthesis
US6485519B2 (en) 2001-01-29 2002-11-26 Bristol-Myers Squibb Company Constrained prosthetic knee with rotating bearing
US6719800B2 (en) 2001-01-29 2004-04-13 Zimmer Technology, Inc. Constrained prosthetic knee with rotating bearing
DE20108394U1 (de) 2001-05-18 2002-09-26 KERAMED Medizintechnik GmbH, 07646 Mörsdorf Knie-Endoprothese
US6821470B2 (en) * 2001-06-29 2004-11-23 Depuy Products, Inc. Joint prosthesis molding method
US20030009230A1 (en) * 2001-06-30 2003-01-09 Gundlapalli Rama Rao V. Surface sterilizable joint replacement prosthesis component with insert
US7708741B1 (en) * 2001-08-28 2010-05-04 Marctec, Llc Method of preparing bones for knee replacement surgery
US7179295B2 (en) 2001-10-05 2007-02-20 Nebojsa Kovacevic Prosthetic shock absorber
WO2003045287A2 (en) * 2001-11-28 2003-06-05 Wright Medical Technology, Inc. Knee joint prostheses
US8388684B2 (en) 2002-05-23 2013-03-05 Pioneer Signal Technology, Inc. Artificial disc device
US7001433B2 (en) * 2002-05-23 2006-02-21 Pioneer Laboratories, Inc. Artificial intervertebral disc device
CA2429930C (en) 2002-06-06 2008-10-14 Howmedica Osteonics Corp. Sequentially cross-linked polyethylene
US7591854B2 (en) * 2002-09-30 2009-09-22 Depuy Products, Inc. Apparatus, system and method for intraoperative performance analysis during joint arthroplasty
AU2003287190A1 (en) * 2002-10-23 2004-05-13 Alastair J. T. Clemow Modular femoral component for a total knee joint replacement for minimally invasive implantation
DE10320034A1 (de) * 2003-05-02 2004-11-18 Siebel, Thomas, Dr. Kniegelenkprothese
US7195645B2 (en) * 2003-07-11 2007-03-27 Depuy Products, Inc. In vivo joint space measurement device and method
US7470288B2 (en) * 2003-07-11 2008-12-30 Depuy Products, Inc. Telemetric tibial tray
US20050143832A1 (en) * 2003-10-17 2005-06-30 Carson Christopher P. High flexion articular insert
US7261740B2 (en) 2003-10-29 2007-08-28 Wright Medical Technology, Inc. Tibial knee prosthesis
WO2005122899A1 (en) * 2004-06-15 2005-12-29 Synthes Gmbh Device for measuring tibio-femoral force amplitudes and force locations in total knee arthroplasty
US7578850B2 (en) * 2005-04-18 2009-08-25 Uni-Knee, Llc Unicondylar knee implant
US20060235530A1 (en) * 2005-04-18 2006-10-19 Shelokov Alexis P Artificial prosthesis
US7601154B2 (en) * 2005-04-18 2009-10-13 Uni-Knee, Llc Unicondylar knee instrument system
US9301845B2 (en) 2005-06-15 2016-04-05 P Tech, Llc Implant for knee replacement
US9592127B2 (en) 2005-12-15 2017-03-14 Zimmer, Inc. Distal femoral knee prostheses
EP2671521A3 (en) 2006-02-06 2013-12-25 ConforMIS, Inc. Patient selectable joint arthroplasty devices and surgical tools
JP5101596B2 (ja) 2006-03-21 2012-12-19 デピュイ・（アイルランド） モーメント誘発全関節形成人工装具
KR100782564B1 (ko) * 2006-04-26 2007-12-06 이부락 인공 슬관절 및 제조방법
US8715350B2 (en) 2006-09-15 2014-05-06 Pioneer Surgical Technology, Inc. Systems and methods for securing an implant in intervertebral space
EP2063817A4 (en) * 2006-09-15 2012-04-18 Pioneer Surgical Technology Inc JOINT CARDROPLASTY DEVICE WITH MOVING ELEMENTS
KR100813654B1 (ko) 2006-11-17 2008-03-14 오상수 이 구획 치환술 무릎 관절 보철물
US8715364B2 (en) * 2007-02-05 2014-05-06 DePuy Synthes Products, LLC Aspheric hip bearing couple
US8632600B2 (en) 2007-09-25 2014-01-21 Depuy (Ireland) Prosthesis with modular extensions
US9204967B2 (en) 2007-09-28 2015-12-08 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US7985262B2 (en) 2007-12-28 2011-07-26 Depuy Products, Inc. Aspheric hip bearing couple
KR100901524B1 (ko) * 2008-01-08 2009-06-08 주식회사 코렌텍 대퇴골 결합부재에 복수의 곡률부가 형성된 인공 슬관절
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
US8187335B2 (en) 2008-06-30 2012-05-29 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US9168145B2 (en) 2008-06-30 2015-10-27 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8192498B2 (en) 2008-06-30 2012-06-05 Depuy Products, Inc. Posterior cructiate-retaining orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8236061B2 (en) 2008-06-30 2012-08-07 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having controlled condylar curvature
US8828086B2 (en) * 2008-06-30 2014-09-09 Depuy (Ireland) Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US7981159B2 (en) * 2008-07-16 2011-07-19 Depuy Products, Inc. Antero-posterior placement of axis of rotation for a rotating platform
US8202323B2 (en) * 2008-07-16 2012-06-19 Depuy Products, Inc. Knee prostheses with enhanced kinematics
USD617460S1 (en) 2008-07-23 2010-06-08 Nabtesco Corporation Adjustable adaptor for a prosthetic leg
US8012216B2 (en) * 2008-10-17 2011-09-06 Biomet Manufacturing Corp. High flexion tibial tray
US9078755B2 (en) 2009-02-25 2015-07-14 Zimmer, Inc. Ethnic-specific orthopaedic implants and custom cutting jigs
US8884618B2 (en) * 2009-02-25 2014-11-11 Zimmer, Inc. Method of generating a patient-specific bone shell
US8915965B2 (en) 2009-05-07 2014-12-23 Depuy (Ireland) Anterior stabilized knee implant
US8821579B2 (en) * 2009-08-26 2014-09-02 Zimmer Gmbh Tibial component with flexible rim
EP2316384B1 (en) * 2009-10-30 2013-04-03 DePuy Products, Inc. Prosthesis with modular extensions
US10195038B2 (en) 2009-11-16 2019-02-05 Limacorporate Spa Elbow replacement apparatus and methods
US8900315B2 (en) * 2009-11-16 2014-12-02 New York Society For The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Constrained condylar knee device
ES2741734T3 (es) * 2009-11-16 2020-02-12 New York Soc Ruptured & Crippled Maintaining Hospital For Special Surgery Aparato de reemplazo de codo
US8870964B2 (en) * 2009-11-16 2014-10-28 New York Society For The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Prosthetic condylar joints with articulating bearing surfaces having a translating contact point during rotation thereof
CN106137469B (zh) * 2009-12-09 2020-02-14 马萨诸塞总医院运营总医院公司 用于恢复正常弯曲范围和膝关节运动性能的植入物
US9011547B2 (en) 2010-01-21 2015-04-21 Depuy (Ireland) Knee prosthesis system
US8308808B2 (en) * 2010-02-19 2012-11-13 Biomet Manufacturing Corp. Latent mobile bearing for prosthetic device
BR112013001669B1 (pt) 2010-07-24 2021-02-09 Zimmer, Inc Componentes tibiais assimétricas para prótese de joelho
US8764840B2 (en) 2010-07-24 2014-07-01 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis
WO2012031774A1 (en) 2010-09-10 2012-03-15 Zimmer Gmbh Femoral prothesis with medialized patellar groove
EP2613739B1 (en) 2010-09-10 2017-06-07 Zimmer, Inc. Motion facilitating tibial components for a knee prosthesis
US8603101B2 (en) 2010-12-17 2013-12-10 Zimmer, Inc. Provisional tibial prosthesis system
US8747479B2 (en) 2011-04-26 2014-06-10 Michael A. McShane Tibial component
US8551179B2 (en) 2011-06-16 2013-10-08 Zimmer, Inc. Femoral prosthesis system having provisional component with visual indicators
US8932365B2 (en) 2011-06-16 2015-01-13 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
JP5571863B1 (ja) * 2011-06-16 2014-08-13 ジンマー，インコーポレイティド 改良された関節特性を有する膝関節プロテーゼ用の大腿骨コンポーネント
US9060868B2 (en) 2011-06-16 2015-06-23 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with bone compacting ridge
US9308095B2 (en) 2011-06-16 2016-04-12 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
CA2856070C (en) 2011-11-18 2016-07-26 Zimmer, Inc. Tibial bearing component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
CA2856571C (en) 2011-11-21 2015-12-15 Zimmer, Inc. Tibial baseplate with asymmetric placement of fixation structures
US9198769B2 (en) 2011-12-23 2015-12-01 Pioneer Surgical Technology, Inc. Bone anchor assembly, bone plate system, and method
AU2012368262B2 (en) 2012-01-30 2017-06-29 Zimmer, Inc. Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
US9486226B2 (en) 2012-04-18 2016-11-08 Conformis, Inc. Tibial guides, tools, and techniques for resecting the tibial plateau
US9675471B2 (en) 2012-06-11 2017-06-13 Conformis, Inc. Devices, techniques and methods for assessing joint spacing, balancing soft tissues and obtaining desired kinematics for joint implant components
KR101369455B1 (ko) 2012-12-24 2014-03-03 충남대학교산학협력단 인공슬관절 femur의 병진과 회전하는 조립식 캠
US9925052B2 (en) 2013-08-30 2018-03-27 Zimmer, Inc. Method for optimizing implant designs
KR101409288B1 (ko) 2014-02-12 2014-06-24 충남대학교산학협력단 회전 및 병진 가능한 캠을 갖는 포스트-캠형 인공슬관절 시스템
US10130375B2 (en) 2014-07-31 2018-11-20 Zimmer, Inc. Instruments and methods in performing kinematically-aligned total knee arthroplasty
CN108135701B (zh) 2015-09-21 2019-12-24 捷迈有限公司 包括胫骨承载组件的假体系统
US10136997B2 (en) 2015-09-29 2018-11-27 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis for tibia with varus resection
WO2017167172A1 (zh) 2016-03-31 2017-10-05 杨晨 人工膝关节置换用假体
CN118490423A (zh) * 2016-03-31 2024-08-16 温晓玉 股骨侧内侧、外侧单髁假体和股骨滑车假体
US10179052B2 (en) 2016-07-28 2019-01-15 Depuy Ireland Unlimited Company Total knee implant prosthesis assembly and method
CN110402123B (zh) 2017-03-10 2022-02-08 捷迈有限公司 具有胫骨支承部件紧固特征的胫骨假体
EP4487819B1 (en) 2017-05-12 2026-03-25 Zimmer, Inc. Femoral prostheses with upsizing and downsizing capabilities
CA3074834C (en) 2017-09-08 2025-09-16 Xtant Medical Holdings, Inc. INTERVERTEBRAL IMPLANTS, INSTRUMENTS AND PROCESSES
USD907771S1 (en) 2017-10-09 2021-01-12 Pioneer Surgical Technology, Inc. Intervertebral implant
US11426282B2 (en) 2017-11-16 2022-08-30 Zimmer, Inc. Implants for adding joint inclination to a knee arthroplasty
US10835380B2 (en) 2018-04-30 2020-11-17 Zimmer, Inc. Posterior stabilized prosthesis system
KR102210434B1 (ko) 2018-12-12 2021-02-02 주식회사 비트러스트메디텍 동물의 해부학적 구조를 반영한 동물용 슬관절 임플란트
KR102220475B1 (ko) 2019-01-31 2021-03-02 세종대학교산학협력단 초기 안정성을 가지는 임플란트의 스파이크 설계 방법 및 그 방법에 의해 제조된 임플란트
CN110538010B (zh) * 2019-09-17 2024-05-28 北京爱康宜诚医疗器材有限公司 单髁膝关节假体

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4081866A (en) * 1977-02-02 1978-04-04 Howmedica, Inc. Total anatomical knee prosthesis
US4309778A (en) * 1979-07-02 1982-01-12 Biomedical Engineering Corp. New Jersey meniscal bearing knee replacement
US4714472A (en) * 1987-01-20 1987-12-22 Osteonics Corp. Knee prosthesis with accommodation for angular misalignment
US5007933A (en) * 1989-01-31 1991-04-16 Osteonics Corp. Modular knee prosthesis system
US5201768A (en) * 1990-01-08 1993-04-13 Caspari Richard B Prosthesis for implant on the tibial plateau of the knee
US5171276A (en) * 1990-01-08 1992-12-15 Caspari Richard B Knee joint prosthesis
CA2078228C (en) * 1990-11-14 2000-04-11 Lawrence Pottenger Improved floating bearing prosthetic knee
EP0497079B1 (de) * 1991-01-18 1996-05-15 SULZER Medizinaltechnik AG Kniegelenkprothese
US5236461A (en) * 1991-03-22 1993-08-17 Forte Mark R Totally posterior stabilized knee prosthesis
US5133758A (en) * 1991-09-16 1992-07-28 Research And Education Institute, Inc. Harbor-Ucla Medical Center Total knee endoprosthesis with fixed flexion-extension axis of rotation
US5330534A (en) * 1992-02-10 1994-07-19 Biomet, Inc. Knee joint prosthesis with interchangeable components
US5370699A (en) * 1993-01-21 1994-12-06 Orthomet, Inc. Modular knee joint prosthesis

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2012091033A (ja) * 2005-09-30 2012-05-17 Conformis Inc 関節形成装置

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