CN101664347B - 运动性增强的膝盖假体 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及运动性增强的膝盖假体。具体地，提供了一种膝盖置换系统，包括：胫骨近端后凸轮作用部，其由第一内-外平面内第一原点的第一曲率半径限定；胫骨远端后凸轮作用部，其由第二内-外平面内第二原点的第二曲率半径限定；后凸轮的股骨前侧凸轮作用部，其由第一内-外平面内第三原点的第三曲率半径限定；后凸轮的股骨后侧凸轮作用部，其由第二内-外平面内第四原点的第四曲率半径限定，其中与第一原点相比，第二原点更靠近胫骨外侧部分，或者与第三原点相比，第四原点更靠近股骨内侧部分。

Description

运动性增强的膝盖假体
相关申请的交叉引用
本申请交叉引用以下文献：John L.Williams等人于2008年6月30日提交的名称为“Orthopaedic Femoral Component Having ControlledCondylar Curvature”的序列号为12/165,579的美国实用新型专利申请；Christel M.Wagner于2008年6月30日提交的名称为“PosteriorCruciate-Retaining Orthopaedic Knee Prosthesis Having ControlledCondylar Curvature”的序列号为12/165,574的美国实用新型专利申请；Joseph G.Wyss于2008年6月30日提交的名称为“Posterior StabilizedOrthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature”的序列号为12/165,575的美国实用新型专利申请；Joseph G.Wyss于2008年6月30日提交的名称为“Posterior Stabilized Orthopaedic Prosthesis”的序列号为12/165,582的美国实用新型专利申请；Joseph G.Wyss于2008年6月30日提交的名称为“Orthopaedic Knee Prosthesis Having ControlledCondylar Curvature”的序列号为61/007,124的美国临时专利申请，在此以引用方式将上述专利申请的全部内容并入本文。本发明的原理可以与上述专利申请中公开的特征结合。
技术领域
本发明一般涉及用于人体关节的假体，更具体地涉及用于膝盖的假体。
背景技术
膝关节在动态活动中提供6自由度运动。这类活动中的一种是膝关节的深度屈曲或弯曲。6自由度运动受膝关节中骨头和软组织的复杂运动或运动学的影响。大多数人能够不加思索地控制膝关节的复杂运动。缺乏有意识的控制掩饰了进行诸如膝关节的屈曲和伸展(当腿被伸直时)之类的活动需要的许多不同组件之间的错综复杂的相互作用。
膝关节包括股骨远端和胫骨近端的骨界面。髌骨位于股骨远端上方、大腿前部的长肌(四头肌)的腱之内。腱插入到胫骨结节中，髌骨的后表面是光滑的，在股骨上滑动。
给股骨配置两个大的髁间棘(eminence)(内髁和外髁)，髁间棘基本是光滑的，分别与胫骨内侧平台和外侧平台相连接。胫骨的平台基本上是光滑的，稍微呈杯状，因此提供了接收股骨髁骨的微小容器。股骨、胫骨和髌骨的复杂相互作用受到膝关节骨头结构的几何形状、半月板、通过腱的肌肉附着以及韧带的限制。膝关节的韧带包括髌骨韧带，内侧副韧带、外侧副韧带，前交叉韧带(ACL)和后交叉韧带(PCL)。膝盖的运动性进一步受到润滑关节的滑液的影响。
许多研究都针对理解当膝关节通过屈曲运动时各膝盖组件的相互作用方式。2005年2月发表于MRI，Journal of Biomechanics，Volume38，Issue 2第269-276页，P.Johal等人著作的名称为“Tibio-femoralmovement in the living knee.A study of weight bearing and non-weightbearing knee kinematics using‘interventional’的文章就报导了一个这类研究，包括图2，从图2中得出图1中以图形10列出的数据。图形10显示了在膝盖通过屈曲运动时，天然膝盖的内髁和外髁参考点相对于胫骨的位置。图形10的线12表明通过深度屈曲外髁呈现出不变的前后平移，而线14表明内髁保持在胫骨平台上大约相同的位置，直到达到约90度屈曲。屈曲超过90度后，内髁表现为前后平移。
内髁和外髁的低(相切)点不是髁突和股骨平面之间的实际接触点。实际上，这些点代表可使用荧光镜检查观察的髁突的最低部分。实际的接触点通常在距低(相切)点更为靠后的位置。不过，低(相切)点的使用为比较改变组件之间设计变量的效果提供了有效基础。
损伤或疾病会恶化骨头、关节软骨和膝盖韧带。背离膝关节正常状况的变化最终会影响天然膝盖正常起作用的能力，导致疼痛和降低的运动范围。为了改善由膝关节退化所产生的状况，已经开发出了安装到股骨和胫骨的预先准备好的端部的假体膝盖。
尽管在膝盖置换手术中可尽量避免对软组织造成损伤，但在置换一部分股骨和胫骨时会不必要地牺牲一些组织。因此，尽管个人通常已经知道如何协调肌肉纤维、韧带和腱的拉紧，以在无意识思维下提供从膝盖的当前位置到期望位置的平滑过渡，组织的牺牲改变了膝盖的物理性质。因此，当用假体置换膝盖时，用来引起健康膝盖或者甚至是术前膝盖中诸如屈曲和伸展类的运动的软组织的构造不会获得相同效果。此外，软组织的牺牲导致膝关节稳定性的降低。
为了补偿对软组织损伤造成的稳定性的损失，已经开发出四类普通型移植。在一个方法中，PCL被保留。当PCL被保留时，病人经常在深度膝盖弯曲运动中会遇到股骨的外髁和胫骨之间的接触点的不自然的(相互对抗的)前向平移。当膝盖通过屈曲运动时，股骨不是向后滚动或滑动，而是沿胫骨平台向前滑动。相互对抗的前向平移通常在屈曲达30度和40度之间时开始，不过也可以在达到约120度时开始。所产生的关节稳定性的损失可能在日常生活的某些活动中加速磨损，引起不稳定感，导致异常的膝关节运动(运动性)，和/或导致四头肌的动态力矩臂降低，需要提高控制运动的力。
作为例子，图2描绘了现有技术中典型的股骨组件20试图模仿天然膝盖形状的矢状(sagittal)视图。股骨组件20包括通常在线24前侧的伸展区22和在线24后侧的屈曲区26。伸展区22由大的曲率半径(Rc)28形成，而小的Rc30用于屈曲区26的后侧部分，以便适合关节空间，同时提供尽可能多的屈曲。改变曲率半径长度的同时，曲率半径的原点从Rc28的原点32变成Rc30的原点34。
在图3的平移曲线图40中显示了使用现有技术中典型股骨组件进行的深度膝盖弯曲模拟的结果，屈曲区中的髁突表面由减小的曲率半径限定，图3显示了在装置通过屈曲运动时(x轴)在胫骨组件上内髁和外髁接触胫骨组件的位置(y轴)。该模拟是在可从BiomechanicsResearch Group，Inc.of San Clemente，California购买、名称为LifeMOD/KneeSIM的多体动态程序上进行的。模型包括股骨-胫骨、髌骨-股骨接触、被动软组织和主动肌肉单元。
曲线图40中的线42和44分别显示了估计的外髁表面和内髁表面的低(相切)点。两条线42和44一开始在0度屈曲和约30度屈曲之间向后行进(从图3中看向下)。这表明在屈曲角增加时股骨组件在胫骨组件上向后滚动。超过约30度屈曲后，所估计的外髁低(相切)点线42稍微向前浮动了约5mm平移，而所估计的内髁低(相切)点线44快速向前运动。两个表面在前侧方向上的运动表明超过约30度后出现相互对抗的前侧平移。将超过30度屈曲的线42，44和图1的线12和14进行比较，揭示了天然膝盖和模仿天然膝盖几何形状的置换膝盖之间在运动学上的显著不一致。
此外，返回图2，当股骨组件20屈曲时，以致在由Rc 28限定的髁突表面上产生与胫骨组件(未显示)的接触，软组织施加在膝盖上的力被协调以部分基于Rc 28的长度和原点32提供平滑运动。当股骨组件20运动通过髁突表面从Rc 28过渡到Rc 30的角度时，膝盖可能一开始会被控制，就像会继续沿Rc 28运动一样。在股骨组件20继续运动时，膝盖的实际构造与接触胫骨组件(未显示)的表面仍由Rc 28限定时达到的构造背离。当感测到该背离时，认为软组织的力正被快速重新配置为适于沿原点34的Rc 30所限定的表面运动的构造。构造的突然变化会造成不稳定感，认为天然膝盖不会发生这种突然变化。
而且，Andriacchi，T.P.，The Effect of Knee Kinematics，Gait andWear on the Short and Long-Term Outcomes of Primary Total KneeReplacement，NIH Consensus Development Conference on Total KneeReplacement，pages 61-62，(Dec 8-10，2003)报道了在天然膝盖中，0到120度之间的屈曲伴随着股骨相对于胫骨外旋近似10度，而从120度屈曲到150度屈曲要求再外旋20度。因此，在0度和120度屈曲之间，外旋/屈曲度的初始比率表现为约0.008度，在120度和150度屈曲之间该外旋/屈曲度比率增加至0.67度。
所报道的天然膝盖的外旋得到图1中数据的支持。具体地，在屈曲约9度和90度之间时，线12的斜率持续下降，表明外髁表面的最低点正持续向后侧行进。而线14从约9度屈曲到90度屈曲时向前侧运动。因此，假设该差异只是由于外旋造成的，则在膝盖从约9度屈曲运动到约90度屈曲的过程中，股骨组件在向外旋转。超过90度屈曲，线12和14显示出两个髁突表面都向后侧运动。而外髁表面在后侧方向上正以更快的速度运动。因此，超过90度，线12和14之间的间隙继续扩大，表明出现了膝盖额外的外旋。
图4显示了在产生图3结果的测试中，胫骨相对于股骨的内旋(从建模角度讲，与股骨相对于胫骨的外旋相同，两者在本文中都标记为图形50包括线52，线52表明当所测试的组件被操纵到130度屈曲时，达到约7度的最大值。在约0度屈曲和120度屈曲之间，从1度变化为0度，内旋/屈曲度的变化率为-0.05度。在约20度屈曲和50度屈曲之间，内旋从0度变化为1度，内旋/屈曲度的变化率为0.03度。在约50度和130度之间，图形50表现为几乎线性的增长，内旋转从约1度增加到约7度，内旋/屈曲度的变化率为0.075度。因此，并入现有技术的股骨组件的膝关节的与天然膝盖的显著不同。
已经进行了旨在提供与天然膝盖更类似运动性的各种尝试。例如，一种移植类型中前向平移的相互对抗的问题通过牺牲PCL，依赖关节几何形状来提供稳定性来寻求解决。在另一种移植类型中，移植受到限制。即，在股骨组件和胫骨组件之间使用实际的连杆。在另一种移植类型中，用股骨组件上的凸轮和胫骨组件上的杆来置换PCL。尽管前述方法相比相互对抗的前侧平移具有一些有效性，但仍不能提供天然膝盖表现出的其它运动性。
需要一种能更接近地复制天然膝盖的内在稳定性和运动性(例如通过管理旋转和回滚(rollback))的膝盖假体。
发明内容
本发明是一种膝盖转换系统。在一个实施例中，一种假体关节包括：胫骨近端凸轮作用部，其(i)从胫骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述胫骨后侧凸轮的内侧部分，(ii)由第一内-外平面内的第一曲率半径限定，和(iii)具有第一原点；胫骨远端凸轮作用部，其(i)从所述胫骨后侧凸轮的所述外侧部分向所述胫骨后侧凸轮的内侧部分延伸，(ii)由第二内-外平面内的第二曲率半径限定，和(iii)具有第二原点；股骨前侧凸轮作用部，其(i)从股骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述股骨后侧凸轮的内侧部分，(ii)由所述第一内-外平面内的第三曲率半径限定，和(iii)具有第三原点；股骨后侧凸轮作用部，其从所述股骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述股骨后侧凸轮的内侧部分，并由所述第二内-外平面内的第四曲率半径限定，并具有第四原点，其中与所述第一原点相比，所述第二原点更接近所述胫骨外侧部分，或者与所述第三原点相比，所述第四原点更接近所述股骨内侧部分。
在又一实施例中，一种膝盖假体包括：胫骨凸轮，其包括由多个曲率半径限定的后侧凸轮面，所述多个胫骨曲率半径中的每个(i)被定位在与所述凸轮面垂直的多个内-外平面中相关的一个内，和(ii)在所述内-外方向上具有与所述多个曲率半径中其它每一曲率半径的原点隔开的一原点；和股骨后侧凸轮，其包括由多个曲率半径限定的远端凸轮面，所述多个股骨曲率半径中的每个被定位在与所述凸轮面垂直的多个内-外平面的相关联的一个中。
在另一实施例中，一种膝盖假体包括：胫骨凸轮，其包括由多个曲率半径限定的后侧凸轮面，所述多个胫骨曲率半径中的每一个被定位在与所述凸轮面垂直的多个内-外平面中相关的一个内；和股骨后侧凸轮，其包括由多个曲率半径限定的远端凸轮面，所述多个股骨曲率半径中的每个(i)被定位在与所述凸轮面垂直的多个内-外平面中相关联的一个中，和(ii)在所述内-外方向上具有与所述多个股骨曲率半径中的其它曲率半径的原点间隔开的原点。
通过参见下述详细描述和附图，上述特征和优点及其它特征和优点对于本领域技术人员是显而易见的。
附图说明
图1显示了天然膝盖在深度膝盖弯曲过程中内髁和外髁在胫骨组件上的参考点位置的图形；
图2描绘了现有技术的假体股骨组件的矢状(sagittal)视图；
图3以图形形式显示了模拟结果，该图形为估计的股骨组件的内髁和外髁在胫骨组件上的低(相切)点的位置；
图4显示针对图3的模拟，胫骨组件相对于股骨组件的内旋；
图5描绘了根据本发明的原理包括胫骨组件和股骨组件的膝盖假体的放大透视图；
图6描绘了图5的股骨组件的矢状横截面图以及图5的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面，其中股骨组件在伸展中位于胫骨支承插入物上；
图7描绘了图5的股骨组件的矢状横截面图以及图5的胫骨支承插入物的矢状平面图；显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件位于胫骨支承插入物上约70度屈曲；
图8沿图7的A-A线截取的图7配置的内-外横截面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面的曲率半径原点被定位在各自组件的中心线上；
图9描绘了图5的股骨组件的矢状横截面图以及图5的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件位于胫骨支承插入物上约90度屈曲；
图10描绘了从图9的线B-B截取的图9配置的内-外横截面图，股骨组件和胫骨组件的中心线对准，显示了股骨组件凸轮面的曲率半径的原点被定位在股骨组件的中心线上，胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点被定位在胫骨支承插入物的外侧；
图11描绘了从图9的线B-B截取的图9配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线上，将胫骨支承插入物的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线外侧产生的；
图12描绘了图5的股骨组件的矢状横截面图以及图5的胫骨支承插入物的矢状平面图；显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件位于胫骨支承插入物上约110度屈曲；
图13描绘了沿图12的线C-C截取的图12配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线上，将胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线外侧产生的；
图14描绘了图5的股骨组件的矢状横截面图以及图5的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件位于胫骨支承插入物上约130度屈曲；
图15描绘了沿图14的线D-D截取的图14配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线上，将胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线外侧产生的；
图16显示了使用图5的膝盖置换系统在深度膝盖弯曲模拟过程中髁突低点的图形；
图17显示了使用图5的膝盖置换系统在深度膝盖弯曲模拟过程中胫骨相对于股骨组件的内-外旋的图形；
图18描绘了根据本发明的原理可替代膝盖假体系统的放大透视图，该膝盖假体系统包括带旋转平台的胫骨组件以及股骨组件；
图19描绘了图18的股骨组件的矢状横截面图以及图18的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面，股骨组件在伸展中位于胫骨支承插入物上；
图20描绘了图18的膝盖假体的胫骨插入物投影到图18的膝盖假体的胫骨托上的停留轴线(dwell axis)和中心线的俯视平面图；
图21描绘了带连接件的图18的膝盖假体的胫骨托的透视图，连接件限定胫骨支承插入物的旋转轴线；
图22显示了使用图18的膝盖置换系统的深度膝盖弯曲模拟结果的图形，胫骨支承插入物的旋转轴线位于系统的停留轴线后侧约0.317英寸，胫骨支承插入物的中心线外侧约0.317英寸处；
图23显示了在图22的深度膝盖弯曲模拟过程中胫骨相对于股骨组件的内-外旋()以及胫骨支承插入物相对于胫骨旋转的图形；
图24描绘了可替代股骨组件的矢状横截面图，可替代胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件被定位在胫骨支承插入物上约70度屈曲；
图25描绘了沿图24的线E-E截取的图24配置的内-外横截面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面的曲率半径的原点被定位在各自组件的中心线上；
图26描绘了图24的股骨组件的矢状横截面图和图24的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件被定位在胫骨支承插入物上约90度屈曲；
图27描绘了沿图26的线F-F截取的图26配置的内-外横截面图，股骨组件和胫骨支承插入物的中心线对准，显示了股骨组件凸轮面的曲率半径的原点被定位在股骨组件中心线内侧，胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点被定位在胫骨支承插入物的中心线上；
图28描绘了沿图26的线F-F截取的图26配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线内侧，将胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线上产生的；
图29描绘了图24的股骨组件的矢状横截面图和图24的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件被定位在胫骨支承插入物上约110度屈曲；
图30描绘了沿图29的G-G线截取的图29配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线内侧，将胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线上产生的；
图31描绘了图24的股骨组件的矢状横截面图和图24的胫骨支承插入物的矢状平面图，显示了股骨组件和胫骨支承插入物的凸轮面之间的接触区，股骨组件被定位在胫骨支承插入物上约130度屈曲；以及
图32描绘了沿图31的H-H线截取的图31配置的内-外横截面图，显示了由于外髁单元后滚的增加已经出现了股骨组件的旋转，外髁单元后滚的增加是由于将股骨组件的曲率半径的原点定位在股骨组件的中心线内侧，将胫骨支承插入物凸轮面的曲率半径的原点定位在胫骨支承插入物中心线上产生的。
具体实施方式
图5描绘了膝盖置换系统100。膝盖置换系统100包括胫骨托102，胫骨支承插入物104和具有两个股骨髁突单元108、110的股骨组件106。胫骨托102包括用于将胫骨托102附连到病人胫骨的下部杆112以及用于接收胫骨支承插入物104的上部平台114。在此实施例中胫骨支承插入物104是固定的，包括被配置为与股骨髁突单元108、110连接的下胫骨托接触面116和上胫骨支承面118。脊状物120将上胫骨支承面118分隔成支承表122和支承面124。
股骨组件106包括用来将股骨组件106安装到病人的股骨上的两个钉子138和140。滑槽(trochlear groove)134形成于股骨髁突单元108和110之间。滑槽134为髌骨组件(未显示)提供连接面。凸轮室136位于股骨髁突单元108的后侧部分134和股骨髁突单元110的后侧部分136之间。
股骨髁突单元108和110在此实施例中是对称的。不过，在此实施例中，股骨组件106和胫骨支承插入物104被配置为仅用于左膝。更具体地，股骨组件106和胫骨支承插入物104被配置为模拟移植到病人体内时天然左膝的运动。将参考图6对该配置进行描述。
图6描述了通过凸轮室136截取的股骨组件106的横截面图，以及胫骨支承插入物104的侧视平面图。前凸轮142和后凸轮144位于凸轮室136内。脊状物120包括前凸轮作用部146和后凸轮作用部148。前凸轮142配备有前凸轮作用部146，以在如图6所示的在伸展中，股骨组件106位于胫骨支承插入物104上时，防止出现不期望的向后滑动。可由图6中所描述的形状对前凸轮142和前凸轮作用部146的实际形状进行更改。
选择后凸轮144的形状和位置，以及后凸轮作用部148的形状和位置，使得当股骨组件106在伸展中位于胫骨支承插入物104上时，后凸轮144和后凸轮作用部148不接触。当股骨组件106旋转到屈曲时，股骨组件106在支承面122和124上的回滚受到股骨组件106和支承面122、124配置的控制。然而，当屈曲到达约70度时，后凸轮144和后凸轮作用部148对回滚产生影响。
参见图7，将股骨组件106描绘为在胫骨支承插入物104上旋转到约70度屈曲。在旋转时，后凸轮144和后凸轮作用部148在接触区150上接触。图8描述了沿图7的线A-A截取的在接触区150的后凸轮作用部148的形状和后凸轮144的形状，在内-外平面上，从后凸轮作用部148和后凸轮144的内侧部分伸展到后凸轮作用部148和后凸轮144的外侧部分。
后凸轮作用部148形成于曲率半径(Rc)152上，曲率半径(Rc)152的原点154在胫骨支承插入物104的中心线156上。在一个实施例中，Rc 152可以约为20毫米。后凸轮144形成于曲率半径(Rc)158上，曲率半径(Rc)158的原点160在股骨组件106的中心线162上。在一个实施例中，Rc 158可以约为40毫米。在约70度屈曲时，胫骨支承插入物104的中心线156和股骨组件106的中心线162基本对准。因此，原点154和原点156是基本对准的。因此，后凸轮144和后凸轮作用部148之间的接触的主要作用是避免股骨组件106在胫骨支承插入物104上的前侧运动。
股骨组件106在胫骨支承插入物104上继续旋转到约90度屈曲时，会产生图9的配置。在旋转时，后凸轮144和后凸轮作用部148在接触区170接触。图10描绘了沿图9的线B-B截取的接触区170中，后凸轮作用部148的形状和后凸轮144的形状。
在图10中，后凸轮作用部148的Rc 172与图8的Rc 152具有相同长度。根据需要，Rc 172的长度可以被更改为比Rc 152长或比Rc 152短。然而，Rc 172的原点174被定位到中心线156的外侧。在一个实施例中，原点174位于中心线156外侧1.5毫米处。此外，后凸轮144由Rc 176形成，在此实施例中，与Rc 158的长度相同，不过可以选择比Rc 158长或比它短，Rc 176的原点178被定位在中心线162上。因此，后凸轮作用部148和后凸轮144的形状在箭头方向180上产生旋转力。因此，在此实施例中迫使外髁、股骨髁突单元110以比内髁(股骨髁突单元108)更高的速率向后侧运动。
如图11所示，作用于股骨组件106上的力的结果是使股骨组件106相对于胫骨支承插入物104旋转。在图11中，中心线162在逆时针方向上从中心线156处旋转。此外，与图10中所示的配置对比，后凸轮作用部148和后凸轮144的相对面彼此对得更齐。
沿接触区150和接触区170之间的后凸轮作用部148的接触表面逐渐地进行后凸轮作用部148的Rc原点的运动。这提供了股骨组件106在胫骨支承插入物104上从图8的对准位置到图10的对准位置的平滑旋转。通过更改原点的偏移，可调整旋转和回滚的精确量。
股骨组件106在胫骨支承插入物104上继续旋转到约110度会产生图12的配置。在旋转时，后凸轮144和后凸轮作用部148在接触区182接触。图13描绘了沿线C-C截取的接触区182中后凸轮作用部148的形状和后凸轮144的形状。
在图13中，后凸轮作用部148的Rc 184与图8的Rc 152具有相同长度。根据需要，Rc 184的长度可以被更改为比Rc 152长或比Rc 152短。不过，Rc 184的原点186被定位到中心线156的外侧。在一个实施例中，原点186位于中心线156外侧2.75毫米处。此外，后凸轮144由与Rc 158的长度相同的Rc 188形成，不过可以选择比Rc 158长或比它短，Rc 188的原点190被定位在中心线162上。因此，后凸轮作用部148和后凸轮144的形状使股骨组件106保持相对于胫骨支承插入物104旋转，同时提供股骨髁突单元108和110在胫骨支承插入物104上基本相似的回滚。
图14描绘了股骨组件106在胫骨支承插入物104上旋转到约130度屈曲。在旋转中，后凸轮144和后凸轮作用部148在接触区192接触。图15描绘了沿图14的线D-D截取的接触区192中后凸轮作用部148的形状和后凸轮144的形状。
在图15中，后凸轮作用部148的Rc 194与图8的Rc 152具有相同长度。根据需要，Rc 194的长度可以被更改为比Rc 152长或比Rc 152短。不过，Rc 194的原点196被定位到中心线156的外侧。在一个实施例中，原点196位于中心线156外侧4毫米处。此外，后凸轮144由与Rc 158的长度相同的Rc 198形成，不过可以选择比Rc 158长或比它短，Rc 198的原点200被定位在中心线162上。因此，后凸轮作用部148和后凸轮144的形状使股骨组件106保持相对于胫骨支承插入物104旋转，同时提供股骨髁突单元108和110在胫骨支承插入物104上基本相似的回滚。
借助模型来进行股骨组件106在胫骨支承插入物104上的深度膝盖弯曲模拟，以验证此实施例的回滚和旋转特性。在图16中显示了股骨组件106在胫骨支承插入物104上的LMKS建模结果，其中图形210包括线212和214，这两条线分别显示了估计的股骨组件106的外髁面110和内髁面108在胫骨支承插入物104上的低(相切)点。线212，214的较低部分是在组件运动到屈曲时产生的。在0度屈曲和约35度屈曲之间，两条线212和214一开始都向后侧行进(从图16中看向下)。因此，股骨组件106正在胫骨支承插入物104上向后侧运动或“向后滚”。
在0度屈曲和约35度屈曲之间，外髁面110和内髁面108的回滚量不相同。这表明股骨组件106正在旋转。这可得到图17中图形216所示的股骨组件106在胫骨支承插入物104上的LMKS建模结果的支持，其中图形216的线218标记了股骨组件106在胫骨支承插入物104上的图形216揭示了在0度屈曲和35度屈曲之间，股骨组件106在胫骨支承插入物104上的约为3度。
返回图16，在超过35度屈曲后，线214显示内髁面108在胫骨支承插入物104上稍微向前侧运动到约80度屈曲，而线212表明通过约105度屈曲外髁面110在胫骨支承插入物104上保持相同位置。因此，看来内髁面108(线214)呈现出负的滑动，而外髁面110(线212)以相对恒定速率的纯滑动滑动。因此，图16表明应该在约35度屈曲和约105度屈曲之间增加。股骨组件106在胫骨支承插入物104上的在35度屈曲时由约3度改变为在80度屈曲时几乎8度，图形216也支持这一点。
在超过80度后，内髁108(线214)在从约105度屈曲向后运动到130度屈曲之前，保持相对恒定。外髁110(线212)在约105度屈曲时保持恒定，然后向后侧快速运动。这表明从约80度屈曲到约105度屈曲，股骨组件106在胫骨支承插入物104上的应该相对恒定，之后通过130度屈曲增加。检查股骨组件106在胫骨支承插入物104上的LMKS建模结果会证实预期的
因此，形状不对称的后凸轮144和后凸轮作用部148在70度屈曲时一开始彼此接触，在股骨组件106和胫骨支承插入物104之间提供另外的回滚和旋转。
图18描绘了可替代的膝盖置换系统300。膝盖置换系统300包括胫骨托302，胫骨支承插入物304和具有两个股骨髁突单元308、310的股骨组件306。凸轮室312被定位在股骨髁突单元308、310之间，脊状物314从胫骨支承插入物304向上延伸。胫骨托302，胫骨支承插入物304和股骨组件306基本与膝盖置换系统100的相应组件相同。膝盖置换系统300和膝盖置换系统100的区别在于胫骨支承插入物304被配置为在胫骨托302的上支承面316上旋转。为此，胫骨托302包括连接件318，用于可旋转地接收胫骨支承插入物304的连接件320。
图19描绘了通过凸轮室312截取的股骨组件306的横截面图，和胫骨支承插入物304的侧面视图。前凸轮342和后凸轮344位于凸轮室312内。脊状物314包括前凸轮作用部346和后凸轮作用部348。前凸轮342配备有前凸轮作用部346以在股骨组件306位于胫骨支承插入物304上时，防止出现不期望的向后滑动。
在图19中描绘了处于完全伸展的股骨组件306。股骨组件306的低(相切)点被标记为髁突停留点(dwell point)350。用于髁突单元310的髁突停留点350和髁突停留点352在图20中显示为投影到胫骨上支承面316上，限定停留轴线354。停留轴线354与胫骨上支承面316的中心线356相交于一点，这点在本文中定义为“停留点”358。停留点358被定位在连接件318中心的前内侧，限定胫骨支承插入物304的旋转轴线322(还参见图21)。旋转轴线322在外后侧方向上与胫骨托302的中心轴324偏离。在一个实施例中，旋转轴线322与胫骨托302的停留点358在外侧方向上偏离约0.317英寸，在后侧方向上偏离约0.317英寸。
对股骨组件306在胫骨支承插入物304上进行深度膝盖弯曲模拟，以验证此实施例的回滚和旋转特性。在图22中显示了该模拟的LifeMod/KneeSim建模结果，其中图形360包括线362和364，这两条线分别显示了估计的股骨组件306的外髁面310和内髁面308在胫骨支承插入物304上的低(相切)点。图形360还包括线366和368，这两条线分别显示了估计的股骨组件306的外髁面310和内髁面308相对于胫骨托302的低(相切)点。线362，364，366和368的较低部分是在组件运动到屈曲时产生的。
图形360大致显示了股骨组件306正在胫骨支承插入物304上向后运动或“向后滚”，直到达到约40度屈曲，再次从95度屈曲到130度屈曲。
图23的图形370包括线372，线372标记了股骨组件306相对于胫骨的线372揭示了在0度屈曲和约130度屈曲之间，股骨组件306相对于胫骨的稳定增加到约11度。图形370还包括线374，线374标记了胫骨支承插入物304相对于胫骨的旋转。线374揭示了在0度屈曲和约110度屈曲之间，胫骨支承插入物104相对于胫骨的旋转稳定增加到约旋转10度，之后通过约130度屈曲，稍微降低。
因此，股骨组件306相对于胫骨的旋转大于股骨组件306的，直到达到约120度屈曲，股骨组件306和胫骨支承插入物304之间旋转的最大差在约60度屈曲时约为3度。在随后的周期中，胫骨支承插入物304相对于胫骨的旋转通常较高，股骨组件306和胫骨支承插入物304之间旋转的最大差在约60度屈曲时约为6度。
因此，如上所述不对称形状的后凸轮和后凸轮作用部在约70度屈曲时，一开始彼此接触，提供股骨组件和胫骨支承插入物之间的附加回滚和旋转，胫骨支承插入物是固定的或者是可旋转的。
在胫骨组件中不需要引入提供渐进的旋转和增加的回滚的不对称性。作为例子，图24描绘了一种膝盖置换系统400，它的组件基本与100的对应组件相同，可参考100的组件进一步标记组件。在图24中，股骨组件406在胫骨支承插入物404上被旋转到约70度屈曲。在旋转时，后凸轮444和后凸轮作用部448在接触区450接触。图25描绘了沿图24的线E-E截取的接触区450中后凸轮作用部448的形状和后凸轮444的形状，在内-外平面内从凸轮作用部448和后凸轮444的内侧部分延伸到凸轮作用部448和后凸轮444的外侧部分。
后凸轮作用部448形成于曲率半径Rc 452上，其原点454在胫骨支承插入物404的中心线456上。在一个实施例中，Rc 452可以约为20毫米。后凸轮444形成于曲率半径Rc 458上，其原点460在股骨组件106的中心线462上。在一个实施例中，Rc 458可以约为40毫米。在约70度屈曲时，胫骨支承插入物404的中心线和股骨组件406的中心线462基本对准。因此，原点454和原点460基本对准。因此，后凸轮444和后凸轮作用部448之间接触的主要作用是防止股骨组件406在胫骨支承插入物404上的前侧运动。
股骨组件406在胫骨支承插入物404上继续旋转到约90度屈曲会产生图26的配置。在旋转时，后凸轮444和后凸轮作用部448在接触区470接触。图27描绘了沿图26的线F-F截取的接触区470中后凸轮作用部448的形状和444的形状。
在图27中，后凸轮作用部148的Rc 472的长度与图25的Rc452相同。Rc 472的原点也位于中心线456上。后凸轮444以与Rc  458相同长度的Rc 476形成。不过，Rc 476的原点被定位到中心线462的内侧。在一个实施例中，Rc 476的原点478被定位在中心线462的内侧1毫米处。因此，后凸轮作用部448和后凸轮444的形状在箭头方向480上引起旋转力。因此，在此实施例中，外髁，股骨髁突单元410被迫使以大于内髁(股骨髁突单元408)的速率向后侧运动。
如图28所示，作用于股骨组件406上的力的结果是使股骨组件406相对于胫骨支承插入物404旋转。在图28中，中心线462在逆时针方向上从中心线456处旋转。此外，与图27中所示的配置相比，后凸轮作用部448和后凸轮444的相对面彼此对得更齐。
沿接触区450和接触区470之间的后凸轮444的接触表面逐渐进行后凸轮444的Rc的原点的运动。这提供了股骨组件406在胫骨支承插入物404上从图25的对准位置到图28的对准位置的平滑旋转。通过更改原点的偏移，可调整旋转和回滚的精确量。
股骨组件406在胫骨支承插入物404上继续旋转到约110度屈曲会产生图29的配置。在旋转时，后凸轮444和后凸轮作用部448在接触区482接触。图30描绘了沿线G-G截取的接触区482中后凸轮作用部448的形状和后凸轮444的形状。
在图30中，后凸轮作用部448的Rc 484与图25的Rc 452长度相同。Rc 484的原点486被定位在中心线456上。尽管后凸轮444是以与Rc 458相同长度的Rc 488形成的，但Rc 488的原点490被定位在中心线462的内侧。在一个实施例中，Rc 488的原点490被定位在中心线462内侧2毫米处。因此，后凸轮作用部448和后凸轮444的形状使股骨组件406保持关于胫骨支承插入物404旋转，同时提供提供股骨髁突单元408和410在胫骨支承插入物404上基本相似的回滚。
图31描绘了在胫骨支承插入物404上旋转到约130度屈曲的股骨组件406。在旋转时，后凸轮444和后凸轮作用部448在接触区492接触。图32描绘了沿线H-H截取的接触区492中后凸轮作用部448的形状和后凸轮444的形状。
在图32中，后凸轮作用部448的Rc 494与图25的Rc 452长度相同。Rc 494的原点496被定位在中心线456上。尽管后凸轮444是以与Rc 458相同长度的Rc 498形成的，但Rc 498的原点500被定位在中心线462的内侧。在一个实施例中，Rc 498的原点500被定位在中心线462内侧约3.5毫米处。因此，后凸轮作用部448和后凸轮444的形状使股骨组件406保持关于胫骨支承插入物404旋转，同时提供提供股骨髁突单元408和410在胫骨支承插入物404上基本相似的回滚。
因此，如上所述，在胫骨组件或股骨组件上或在这两个组件上设置不对称性会在股骨组件和胫骨支承插入物之间提供另外的回滚和旋转，胫骨支承插入物是固定的或是可旋转的。
尽管已经通过描述示例性过程和系统组件描述了本发明，并且尽管相当详细地描述了各过程和组件，但申请人并不旨在限制或以任何方式将所附权利要求的范围局限为这些细节。对本领域技术人员而言，附加优点和改进也是显而易见的。因此，本发明在最宽泛方面并不局限于具体细节，实施方式或所示和所描述的示例性例子。作为例子，旋转轴线的定位适用于没有ACL情况下交叉保持和交叉牺牲设计(cruciate-retaining and cruciate-sacrificing designs)。因此，在不偏离本发明一般思想的精神或范围情况下，从这些细节中可进行变化。作为例子但并不作为限制，本文所描述的系统可应用于除膝盖之外的其它关节。

Claims (9)

1.一种假体关节，包括：
胫骨近端凸轮作用部，其（i）从胫骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述胫骨后侧凸轮的内侧部分，（ii）由第一内-外平面内的第一曲率半径限定，和（iii）具有第一原点；
胫骨远端凸轮作用部，其（i）从所述胫骨后侧凸轮的所述外侧部分向所述胫骨后侧凸轮的内侧部分延伸，（ii）由第二内-外平面内的第二曲率半径限定，和（iii）具有第二原点；
股骨前侧凸轮作用部，其（i）从股骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述股骨后侧凸轮的内侧部分，（ii）由所述第一内-外平面内的第三曲率半径限定，和（iii）具有第三原点；
股骨后侧凸轮作用部，其从所述股骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述股骨后侧凸轮的内侧部分，并由所述第二内-外平面内的第四曲率半径限定，并具有第四原点，
其中与所述第一原点相比，所述第二原点更接近所述胫骨后侧凸轮的外侧部分，或者与所述第三原点相比，所述第四原点更接近所述股骨后侧凸轮的内侧部分。
2. 根据权利要求1所述的假体关节，其中所述假体关节被配置成在屈曲过程中，所述胫骨近端凸轮作用部接触所述股骨前侧凸轮作用部，在屈曲过程中，所述胫骨远端凸轮作用部接触所述股骨后侧凸轮作用部。
3. 根据权利要求1所述的假体关节，其中所述假体关节被配置成在约70度屈曲时，所述胫骨近端凸轮作用部接触所述股骨前侧凸轮作用部，在约130度屈曲时，所述胫骨远端凸轮作用部接触所述股骨后侧凸轮作用部。
4. 根据权利要求1所述的假体关节，进一步包括：
胫骨中间凸轮作用部，其（i）从胫骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述胫骨后侧凸轮的内侧部分，（ii）由第三内-外平面内的第五曲率半径限定，和（iii）具有第五原点；以及
股骨中间凸轮作用部，其从所述股骨后侧凸轮的外侧部分延伸到所述股骨后侧凸轮的内侧部分，由所述第三内-外平面内的第六曲率半径限定，并具有第六原点，
其中（i）与所述第一原点相比，所述第五原点更接近所述胫骨后侧凸轮的外侧部分，与所述第二原点相比，所述第五原点离所述胫骨后侧凸轮的外侧部分较远，或（ii）与所述第三原点相比，所述第六原点更接近所述股骨后侧凸轮的内侧部分，与所述第四原点相比，所述第六原点离所述股骨后侧凸轮的外侧部分较远。
5. 根据权利要求4所述的假体关节，其中：
所述第一原点被定位到包括所述胫骨近端凸轮作用部和所述胫骨远端凸轮作用部的胫骨组件中心线的近端；
所述第二原点在外侧上与所述第一原点相隔约4毫米；
所述第五原点在外侧上与所述第一原点相隔约3毫米；
在约70度屈曲时，所述胫骨近端凸轮作用部接触所述股骨前侧凸轮作用部；
在约110度屈曲时，所述胫骨中间凸轮作用部接触所述股骨中间凸轮作用部；和
在约130度屈曲时，所述胫骨远端凸轮作用部接触所述股骨后侧凸轮作用部。
6. 根据权利要求4所述的假体关节，其中：
所述第三原点被定位在包括所述胫骨近端凸轮作用部和所述胫骨远端凸轮作用部的胫骨组件中心线的近端；
所述第四原点在外侧上与所述第一原点相隔至少3毫米；
所述第六原点在外侧上与所述第三原点相隔约2毫米；
在约70度屈曲时，所述胫骨近端凸轮作用部接触所述股骨前侧凸轮作用部；
在约110度屈曲时，所述胫骨中间凸轮作用部接触所述股骨中间凸轮作用部；以及
在约130度屈曲时，所述胫骨远端凸轮作用部接触所述股骨后侧凸轮作用部。
7. 根据权利要求1所述的假体关节，进一步包括：
胫骨内侧铰接部分，其借助第一髁突停留点与内髁铰接部分铰接；和
胫骨外侧铰接部分，其借助第二髁突停留点与外髁铰接部分铰接，其中
所述胫骨内侧铰接部分和所述胫骨外侧铰接部分可在胫骨平台上绕旋转轴线旋转，所述旋转轴线与所述胫骨平台相交，约90度，和
所述旋转轴线在以下位置与所述胫骨平台相交，（i）包括所述第一髁突停留点和所述第二髁突停留点的停留轴线后侧，和（ii）所述胫骨平台中心线外侧。
8. 根据权利要求7所述的假体关节，其中所述旋转轴线与所述胫骨平台在以下位置相交：（i）包括所述第一髁突停留点和所述第二髁突停留点的停留轴线后侧约0.317英寸处，和（ii）所述胫骨平台中心线外侧约0.317英寸处。
9. 根据权利要求1所述的假体关节，其中所述第一、第二曲率半径具有相同长度，和（ii）所述第三、第四曲率半径具有相同长度。
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Families Citing this family (75)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6558426B1 (en) 2000-11-28 2003-05-06 Medidea, Llc Multiple-cam, posterior-stabilized knee prosthesis
JP5275812B2 (ja) 2005-12-15 2013-08-28 ジンマー，インコーポレイティド 遠位大腿膝義肢
US8632600B2 (en) 2007-09-25 2014-01-21 Depuy (Ireland) Prosthesis with modular extensions
US8128703B2 (en) 2007-09-28 2012-03-06 Depuy Products, Inc. Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US9204967B2 (en) 2007-09-28 2015-12-08 Depuy (Ireland) Fixed-bearing knee prosthesis having interchangeable components
US8435241B2 (en) * 2007-12-20 2013-05-07 Depuy Products, Inc. Keel punch impactor with connection device
US9788955B2 (en) * 2008-02-18 2017-10-17 Maxx Orthopedics, Inc. Total knee replacement prosthesis with high order NURBS surfaces
US8206451B2 (en) 2008-06-30 2012-06-26 Depuy Products, Inc. Posterior stabilized orthopaedic prosthesis
US8187335B2 (en) 2008-06-30 2012-05-29 Depuy Products, Inc. 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
US9119723B2 (en) 2008-06-30 2015-09-01 Depuy (Ireland) Posterior stabilized orthopaedic prosthesis assembly
US8828086B2 (en) 2008-06-30 2014-09-09 Depuy (Ireland) Orthopaedic femoral component having controlled condylar curvature
US9168145B2 (en) 2008-06-30 2015-10-27 Depuy (Ireland) Posterior stabilized 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
US8078440B2 (en) 2008-09-19 2011-12-13 Smith & Nephew, Inc. Operatively tuning implants for increased performance
US9220600B2 (en) 2008-12-23 2015-12-29 Aesculap Implant Systems, Llc Knee prosthesis
US20100161067A1 (en) * 2008-12-23 2010-06-24 Aesculap Ag Knee prosthesis
US8491662B2 (en) 2008-12-23 2013-07-23 Aesculap Ag Knee prosthesis
US9615929B2 (en) 2009-01-23 2017-04-11 Zimmer, Inc. Posterior-stabilized total knee prosthesis
EP2272466A1 (en) 2009-07-10 2011-01-12 Medizinische Hochschule Hannover Knee joint prosthesis and method for producing said prosthesis
US8998997B2 (en) 2009-08-11 2015-04-07 Michael D. Ries Implantable mobile bearing prosthetics
US8568485B2 (en) * 2009-08-11 2013-10-29 Imds Corporation Articulating trials for prosthetic implants
US8496666B2 (en) 2009-08-11 2013-07-30 Imds Corporation Instrumentation for mobile bearing prosthetics
US8382848B2 (en) * 2009-08-11 2013-02-26 Imds Corporation Position adjustable trial systems for prosthetic implants
US9095453B2 (en) * 2009-08-11 2015-08-04 Michael D. Ries Position adjustable trial systems for prosthetic implants
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
WO2011060434A2 (en) * 2009-11-16 2011-05-19 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
US8357202B2 (en) * 2009-12-22 2013-01-22 Zimmer, Gmbh J-curve for a femoral prosthesis component
DE102010000067A1 (de) * 2010-01-13 2011-07-14 Aesculap AG, 78532 Kniegelenkendoprothese
US9011547B2 (en) * 2010-01-21 2015-04-21 Depuy (Ireland) Knee prosthesis system
US9132014B2 (en) 2010-04-13 2015-09-15 Zimmer, Inc. Anterior cruciate ligament substituting knee implants
CA2989184C (en) 2010-07-24 2020-02-25 Zimmer, Inc. Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
WO2012018563A1 (en) 2010-07-24 2012-02-09 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis
US20130190884A1 (en) * 2010-08-19 2013-07-25 Masahiko Hashida Artificial knee joint
WO2012034033A1 (en) 2010-09-10 2012-03-15 Zimmer, Inc. Motion facilitating tibial components for a knee prosthesis
AU2011300819B2 (en) 2010-09-10 2014-01-23 Zimmer Gmbh Femoral prothesis with medialized patellar groove
US8287601B2 (en) 2010-09-30 2012-10-16 Depuy Products, Inc. Femoral component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
US8317870B2 (en) 2010-09-30 2012-11-27 Depuy Products, Inc. Tibial component of a knee prosthesis having an angled cement pocket
ES2443827T3 (es) 2010-10-05 2014-02-20 Aesculap Ag Endoprótesis de articulación de rodilla
US8603101B2 (en) 2010-12-17 2013-12-10 Zimmer, Inc. Provisional tibial prosthesis system
EP4000563A1 (en) * 2011-01-27 2022-05-25 Smith & Nephew, Inc. Constrained knee prosthesis
US8932365B2 (en) 2011-06-16 2015-01-13 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
US8551179B2 (en) 2011-06-16 2013-10-08 Zimmer, Inc. Femoral prosthesis system having provisional component with visual indicators
US9308095B2 (en) 2011-06-16 2016-04-12 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with improved articular characteristics
US9060868B2 (en) 2011-06-16 2015-06-23 Zimmer, Inc. Femoral component for a knee prosthesis with bone compacting ridge
US8852197B2 (en) 2011-06-30 2014-10-07 Depuy (Ireland) Surgical instrument assemblies for use in surgically preparing a tibia for implantation of a prosthetic component
US8939986B2 (en) 2011-06-30 2015-01-27 Depuy (Ireland) Surgical instruments for use in surgically preparing a tibia for implantation of a prosthetic component
US8986390B2 (en) 2011-06-30 2015-03-24 Depuy (Ireland) Method of trialing a knee prosthesis
US8926619B2 (en) 2011-06-30 2015-01-06 Depuy (Ireland) Method of surgically preparing a tibia for implantation of a prosthetic component
US8951301B2 (en) 2011-06-30 2015-02-10 Depuy (Ireland) Method of using a trialing system for a knee prosthesis
US8968412B2 (en) 2011-06-30 2015-03-03 Depuy (Ireland) Trialing system for a knee prosthesis and method of use
ES2560837T3 (es) * 2011-06-30 2016-02-23 Depuy (Ireland) Ensamblaje de prótesis ortopédica estabilizada posterior
USD666713S1 (en) * 2011-06-30 2012-09-04 Depuy Products, Inc. Tibial keel punch
EP2706959B1 (en) * 2011-07-13 2019-02-27 Zimmer GmbH Femoral knee prosthesis with diverging lateral condyle
CN104066402B (zh) * 2011-11-18 2016-05-04 捷迈有限公司 用于膝关节假体的带有改进的关节联接特征的胫骨支撑件
WO2013077919A1 (en) 2011-11-21 2013-05-30 Zimmer, Inc. Tibial baseplate with asymmetric placement of fixation structures
CN103126787B (zh) * 2011-11-28 2015-03-04 北京纳通科技集团有限公司 一种膝关节假体
WO2013115849A1 (en) 2012-01-30 2013-08-08 Zimmer, Inc. Asymmetric tibial components for a knee prosthesis
CA2906631C (en) 2013-03-15 2018-05-01 Robert Craig COHEN Unicondylar tibial knee implant
US9289303B2 (en) 2013-05-21 2016-03-22 Linares Medical Devices, Llc Dynamic interface support established between a ceramic hip joint ball and a supporting ball stem
US9925052B2 (en) 2013-08-30 2018-03-27 Zimmer, Inc. Method for optimizing implant designs
US9861491B2 (en) 2014-04-30 2018-01-09 Depuy Ireland Unlimited Company Tibial trial system for a knee prosthesis
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
EP3355834B1 (en) 2015-09-29 2023-01-04 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis for tibia with varus resection
US10537445B2 (en) 2015-10-19 2020-01-21 Depuy Ireland Unlimited Company Surgical instruments for preparing a patient's tibia to receive an implant
US10195056B2 (en) 2015-10-19 2019-02-05 Depuy Ireland Unlimited Company Method for preparing a patient's tibia to receive an implant
US10366528B2 (en) * 2015-12-08 2019-07-30 Amazon Technologies, Inc. Interactive points of interest for 3D-representations
WO2018165442A1 (en) 2017-03-10 2018-09-13 Zimmer, Inc. Tibial prosthesis with tibial bearing component securing feature
WO2018208612A1 (en) 2017-05-12 2018-11-15 Zimmer, Inc. Femoral prostheses with upsizing and downsizing capabilities
US11426282B2 (en) 2017-11-16 2022-08-30 Zimmer, Inc. Implants for adding joint inclination to a knee arthroplasty
US10827971B2 (en) * 2017-12-20 2020-11-10 Howmedica Osteonics Corp. Virtual ligament balancing
US10835380B2 (en) 2018-04-30 2020-11-17 Zimmer, Inc. Posterior stabilized prosthesis system
US11129720B2 (en) 2019-03-05 2021-09-28 Jonathan P. GARINO Cruciate replacing artificial knee
US11419731B1 (en) 2021-02-04 2022-08-23 Jonathan P. GARINO Modular artificial knee system

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1516567A (zh) * 2001-04-17 2004-07-28 假体膝关节
EP1591082A2 (en) * 2004-03-17 2005-11-02 Nakashima Propeller Co., Ltd. An artificial knee joint
US7326252B2 (en) * 2002-12-20 2008-02-05 Smith & Nephew, Inc. High performance knee prostheses

Family Cites Families (83)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3869731A (en) * 1973-02-14 1975-03-11 Univ California Articulated two-part prosthesis replacing the knee joint
US4209861A (en) * 1978-02-22 1980-07-01 Howmedica, Inc. Joint prosthesis
US4470158A (en) * 1978-03-10 1984-09-11 Biomedical Engineering Corp. Joint endoprosthesis
US4215439A (en) * 1978-10-16 1980-08-05 Zimmer, USA Semi-restraining knee prosthesis
US4340978A (en) * 1979-07-02 1982-07-27 Biomedical Engineering Corp. New Jersey meniscal bearing knee replacement
FR2621243A1 (fr) 1987-10-06 1989-04-07 Cuilleron J Prothese totale du genou
US4888021A (en) * 1988-02-02 1989-12-19 Joint Medical Products Corporation Knee and patellar prosthesis
US5007933A (en) * 1989-01-31 1991-04-16 Osteonics Corp. Modular knee prosthesis system
US5147405A (en) * 1990-02-07 1992-09-15 Boehringer Mannheim Corporation Knee prosthesis
US5071438A (en) * 1990-11-07 1991-12-10 Intermedics Orthopedics, Inc. Tibial prothesis with pivoting articulating surface
EP0510178B1 (en) * 1990-11-14 1998-02-25 Arch Development Corporation Improved floating bearing prosthetic knee
GB9102348D0 (en) * 1991-02-04 1991-03-20 Inst Of Orthopaedics The Prosthesis for knee replacement
GB9102633D0 (en) * 1991-02-07 1991-03-27 Finsbury Instr Ltd Knee prosthesis
US5358527A (en) * 1991-03-22 1994-10-25 Forte Mark R Total knee prosthesis with resurfacing and posterior stabilization capability
US5395401A (en) * 1991-06-17 1995-03-07 Bahler; Andre Prosthetic device for a complex joint
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
NZ243181A (en) * 1992-04-23 1994-10-26 Michael John Pappas Prosthetic joint with guide means to limit articulation of a first element and bearing means to two degrees of freedom
US5824102A (en) * 1992-06-19 1998-10-20 Buscayret; Christian Total knee prosthesis
US5344460A (en) * 1992-10-30 1994-09-06 Encore Orthopedics, Inc. Prosthesis system
US5658342A (en) * 1992-11-16 1997-08-19 Arch Development Stabilized prosthetic knee
US5413604A (en) * 1992-12-24 1995-05-09 Osteonics Corp. Prosthetic knee implant for an anterior cruciate ligament deficient total knee replacement
US5370699A (en) * 1993-01-21 1994-12-06 Orthomet, Inc. Modular knee joint prosthesis
GB9314832D0 (en) * 1993-07-16 1993-09-01 Walker Peter S Prostheses for knee replacement
US5549686A (en) * 1994-06-06 1996-08-27 Zimmer, Inc. Knee prosthesis having a tapered cam
US5571194A (en) * 1994-11-14 1996-11-05 Johnson & Johnson Professional, Inc. Femoral augmentation system for artificial knee joint
US5702458A (en) * 1994-12-09 1997-12-30 New York Society For The Ruptured And Crippled Maintaining The Hospital For Special Surgery Joint prosthesis
AUPN089495A0 (en) * 1995-02-03 1995-03-02 Denupo Pty. Ltd. Knee prosthesis
US5639279A (en) * 1995-02-09 1997-06-17 Intermedics Orthopedics, Inc. Posteriorly-stabilized prosthetic knee
US5609643A (en) * 1995-03-13 1997-03-11 Johnson & Johnson Professional, Inc. Knee joint prosthesis
US5683468A (en) * 1995-03-13 1997-11-04 Pappas; Michael J. Mobile bearing total joint replacement
DE19529824A1 (de) 1995-08-14 1997-02-20 Bodo Gnutzmann Bikondyläre Knie-Endoprothese
US5871546A (en) * 1995-09-29 1999-02-16 Johnson & Johnson Professional, Inc. Femoral component condyle design for knee prosthesis
US5776201A (en) * 1995-10-02 1998-07-07 Johnson & Johnson Professional, Inc. Modular femoral trial system
US5681354A (en) * 1996-02-20 1997-10-28 Board Of Regents, University Of Colorado Asymmetrical femoral component for knee prosthesis
US5871543A (en) * 1996-02-23 1999-02-16 Hofmann; Aaron A. Tibial prosthesis with mobile bearing member
HU219444B (hu) * 1996-02-26 2001-04-28 Gábor Krakovits Felületpótló térdprotézis
US5964808A (en) * 1996-07-11 1999-10-12 Wright Medical Technology, Inc. Knee prosthesis
US6004351A (en) * 1996-09-14 1999-12-21 Mizuho Ika Kogyo Kabushiki Kaisha Prosthetic knee joint
US5824100A (en) * 1996-10-30 1998-10-20 Osteonics Corp. Knee prosthesis with increased balance and reduced bearing stress
GB9707717D0 (en) * 1997-04-16 1997-06-04 Walker Peter S Knee prosthesis having guide surfaces for control of anterior-posterior translation
US6039764A (en) * 1997-08-18 2000-03-21 Arch Development Corporation Prosthetic knee with adjusted center of internal/external rotation
FR2768613B1 (fr) * 1997-09-23 1999-12-17 Tornier Sa Prothese de genou a plateau rotatoire
US6206926B1 (en) * 1997-10-06 2001-03-27 Biomedical Engineering Trust I Prosthetic knee joint with enhanced posterior stabilization and dislocation prevention features
US6325828B1 (en) * 1997-12-02 2001-12-04 Rose Biomedical Research Apparatus for knee prosthesis
US6123729A (en) * 1998-03-10 2000-09-26 Bristol-Myers Squibb Company Four compartment knee
US6080195A (en) * 1998-07-08 2000-06-27 Johnson & Johnson Professional, Inc. Rotatable and translatable joint prosthesis with posterior stabilization
US6443991B1 (en) * 1998-09-21 2002-09-03 Depuy Orthopaedics, Inc. Posterior stabilized mobile bearing knee
US6500208B1 (en) * 1998-10-16 2002-12-31 Biomet, Inc. Nonmodular joint prosthesis convertible in vivo to a modular prosthesis
FR2787012A1 (fr) 1998-12-11 2000-06-16 Bex Anne Marie Endo-prothese de genou
US6972039B2 (en) * 1999-03-01 2005-12-06 Biomet, Inc. Floating bearing knee joint prosthesis with a fixed tibial post
FR2796836B1 (fr) * 1999-07-26 2002-03-22 Michel Bercovy Nouvelle prothese du genou
US6379388B1 (en) * 1999-12-08 2002-04-30 Ortho Development Corporation Tibial prosthesis locking system and method of repairing knee joint
FR2805455B1 (fr) * 2000-02-24 2002-04-19 Aesculap Sa Composant femoral d'une prothese du genou a trois rayons de courbure
US6491726B2 (en) * 2000-03-08 2002-12-10 Biomedical Engineering Trust I Posterior stabilized prosthetic knee replacement with bearing translation and dislocation prevention features
US6475241B2 (en) * 2000-03-13 2002-11-05 Biomedical Engineering Trust I Posterior stabilized knee replacement with bearing translation for knees with retained collateral ligaments
FR2812540B1 (fr) 2000-08-01 2002-10-31 Jean Manuel Aubaniac Prothese bicompartimentale du genou
US6797005B2 (en) * 2001-02-28 2004-09-28 Biomedical Engineering Trust Deep flexion posterior stabilized knee replacement with bearing translation
US6589283B1 (en) * 2001-05-15 2003-07-08 Biomet, Inc. Elongated femoral component
FR2835178B1 (fr) 2002-01-31 2004-12-03 Jacques Marie Rousseau Ensemble prothetique tibial pour prothese du genou a glissement
FR2835738B1 (fr) * 2002-02-14 2004-10-01 Jacques Afriat Prothese totale du genou
GB0204381D0 (en) * 2002-02-26 2002-04-10 Mcminn Derek J W Knee prosthesis
DE10220591B4 (de) * 2002-05-08 2004-03-18 Mathys Medizinaltechnik Ag Gelenkprothese mit Zwischenelement mit unterschiedlichen Krümmungsradien
US20040002767A1 (en) * 2002-06-28 2004-01-01 Joseph Wyss Modular knee joint prosthesis
US6770099B2 (en) * 2002-11-19 2004-08-03 Zimmer Technology, Inc. Femoral prosthesis
US7160330B2 (en) * 2003-01-21 2007-01-09 Howmedica Osteonics Corp. Emulating natural knee kinematics in a knee prosthesis
ES2304601T3 (es) * 2003-02-08 2008-10-16 Depuy International Limited Protesis de articulacion de rodilla.
US6986791B1 (en) * 2003-04-15 2006-01-17 Biomet Manufacturing Corp. Knee prosthesis with moveable post
FR2854060B1 (fr) * 2003-04-24 2006-02-24 Aesculap Sa Prothese postero-stabilisee a plot tibial anti-basculement
US7081137B1 (en) * 2003-06-23 2006-07-25 Howmedica Osteonics Corp. Knee prosthesis with extended range of motion
JP4451881B2 (ja) * 2003-07-17 2010-04-14 エグザクテック，インコーポレイティド 可動軸受人工膝関節
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
DE202004003133U1 (de) * 2004-02-26 2004-07-29 Aap Implantate Ag Gelenkersatz-Tibiaplateau
WO2005087125A2 (en) * 2004-03-10 2005-09-22 Depuy International Ltd Orthopaedic operating systems, methods, implants and instruments
US20060178749A1 (en) * 2005-02-10 2006-08-10 Zimmer Technology, Inc. Modular porous implant
WO2007007841A1 (ja) * 2005-07-14 2007-01-18 Saga University 人工膝関節
US8211181B2 (en) * 2005-12-14 2012-07-03 New York University Surface guided knee replacement
CN101431967A (zh) * 2006-03-21 2009-05-13 理查德·D·科米斯泰克 引入力矩的全关节置换假体
GB0607544D0 (en) 2006-04-13 2006-05-24 Pinskerova Vera Knee prothesis
US7658767B2 (en) * 2006-06-30 2010-02-09 Depuy Products, Inc. Hinged orthopaedic prosthesis
US7842093B2 (en) * 2006-07-18 2010-11-30 Biomet Manufacturing Corp. Method and apparatus for a knee implant
US8075626B2 (en) * 2008-06-30 2011-12-13 Depuy Products, Inc. Orthopaedic knee prosthesis having increased axial-rotation

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1516567A (zh) * 2001-04-17 2004-07-28 假体膝关节
US7326252B2 (en) * 2002-12-20 2008-02-05 Smith & Nephew, Inc. High performance knee prostheses
EP1591082A2 (en) * 2004-03-17 2005-11-02 Nakashima Propeller Co., Ltd. An artificial knee joint

Also Published As

Publication number Publication date
AU2009202847B2 (en) 2015-08-06
EP2145606A1 (en) 2010-01-20
EP2145606B1 (en) 2015-02-25
US8202323B2 (en) 2012-06-19
AU2009202847A1 (en) 2010-02-04
ZA200904950B (en) 2011-03-30
JP2010022827A (ja) 2010-02-04
JP5512178B2 (ja) 2014-06-04
US20100016979A1 (en) 2010-01-21
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