JP2009509589A - 動的脊髄安定化のための連接計測 - Google Patents

Abstract

椎間の動きを制約する脊髄のインプラントに関する動的安定化装置及び方法について開示していて、その制約は、不所望で非生物学的動きを削除することを意味する。その装置は、それぞれの脊髄関節について正常な中心軌跡を実質的に近似することができる回転の瞬間軸（ＩＡＲ）の中心軌跡に沿った動きを可能にすることにより妥協された脊髄関節における動きの動的安定性を与えることができる。

Description

本発明は、一般に、脊椎安定化装置に関し、特に、動的脊椎安定化装置に関する。

椎間板変性疾患は、重要な一般市民の健康上の課題であり、多次元の、即ち、個人の、社会の及び専門家の課題である。ファセットの関節炎は椎間板の変性と関連していて、そのことは、典型的には、椎間板の高さの損失に、それ故、増加した後方のコラムの負荷に帰する。しかしながら、椎間板の高さを損失に加えて、椎間の運動学は、回転の瞬間軸（ＩＡＲ）の位置（中心軌跡）における僅かな変化により特徴付けられる、椎間板の変質の増加を伴う伝搬性異常をもたらす。脊髄の動きは、椎間板及びファセット関節の両方により制限されるため、変質に伴う椎間板の物質特性の悪化はファセット力にも影響する。残念ながら、ファセットの負荷へのＩＡＲ位置の変動の影響及びその結果としての関節炎のリスクについては、過去において研究されていない又は報告されていない。

外科手術の候補者である背中の痛みをもつ患者が、溶融ではなく、動的安定化を容易にする介入性の低い手法により長い期間に亘って恩恵を受ける認識が高まっている。根底にある考え方は、外科手術の技術又は隣接するセグメントにおいて加速される変質による疾病率は、現在の溶融手法の成功を結局、制限するということである。

動的安定化は、生物学的処置（組織再生／回復）に依存して、機械装置（例えば、部分的な椎間板の置換、後方への動的安定化）を用いて支援することにより、多くの方法をとることが可能である。

脊髄の動きの間、椎間の動きは、可変の回転の瞬間軸（ＩＡＲ）に対して相対的である。動的安定化の複数の今日の方法は、単独の又は可変の回転軸の周りにおける動きを容易にするように試みている。例えば、全部の椎間板の置換は、動きを案内する連接型インプラント（ａｒｔｉｃｕｌａｔｉｎｇ ｉｍｐｌａｎｔ）により椎間板を置き換える役割を果たす。又は、強固な溶融のために従来、デザインされている後方計測器は、ある程度の椎間の動きを可能にするフレキシブルな部材を有するように修正されてきている。残念ながら、それらの装置は、自然のＩＡＲを必ずしも複製することができず、その結果、過負荷、ファセットの関節炎及び背中の痛みに繋がる可能性がある。

後方動的安定化は、ディスク空間を損傷しないまま維持し、介入性の低い外科手術により容易化される有利点を有する。現在の後方動的安定化技術は、フレキシブルなロッドか又は連接型ロッド／スクリューアタッチメントのどちらかを組み込んだ従来のロッド及びスクリュー溶融システムの付加的な改善を有する。それらのシステムは、しかしながら、自然ＩＡＲを支援しない。

近年、外科手術の技術及び計測の進展により、椎間板変性疾患を処置する新規な技術として椎間板関節形成において関心がもたれるようになっている。異なる椎間インプラントのデザインが、椎間板の高さ及び痛みのない動きを回復するように用いられてきている。椎間板の変性と同様に、椎間板の置換は、椎間板／ファセットの相乗作用を、未だに認識されていない様式で変える。それ故、多くのインプラントのデザインの選択、例えば、制約の程度、担持される表面の形状及び大きさは、ファセット力、及びファセットの関節炎を増加させる患者のリスクを変えることが可能である。

脊椎の矢状バランスにおけるファセットの後端位置及び重要な役割のために、Ｌ５／Ｓ１関節は、最も一般的に変質するレベル及び椎間板変性疾患についての椎間板置換の最も一般的な場所の一つである。仙骨端板の矢状面の傾斜のために、前方椎間剪断はこのレベルにおいて重要である。それ故、ファセット関節は、脊椎辷り症を防止し、セグメント間の動きを抑制するために重要である。

異なる負荷条件下にける生体内及び生体外のＬ５／Ｓ１運動学の特定の特徴については、従来観測されている。純粋軸圧縮下で種々の椎間位置におけるファセット関節により伝達されるある力についても、従来、報告されている。それらの従来の生体外の研究は、ファセット力を測定しないことにより限定的なものである。更に、従来の生体外の研究は、圧縮に加えて、Ｌ５／Ｓ１レベルが重要な前方剪断を支持することについての説明を省略するように、簡単化された非生理学的負荷条件のみを与えることにより限定的であった。椎間板が粘性及び弾性を有し、脊髄の運動学が重畳された負荷の大きさ及び性質により変わる場合、従来の研究は、それ故、その運動学とファセット力との間の臨床的に関連する相互作用を逸する。

故に、人為的な動的安定化ツール及び方法を与える従来の試みは、脊髄の動きの好ましい空間的範囲に適切に対応できず、その結果、ある不適切な且つ不足した直接的な医学的結果を与えるツール及び方法をもたらすことになる。

したがって、より自然な回転の瞬間軸（ＩＡＲ）に対して妥協した脊髄の椎間板関節を回復させるシステム及び方法についての要請が尚も存在している。

［課題を解決するための手段］
本発明の特徴は、隣接する脊椎を安定化させる方法である。その方法は、第１脊椎に第１アンカー、及び前記第１脊椎に隣接する第２脊椎における第２アンカーを取り付ける段階と、前記第１及び第２アンカーに連接型結合を接続する段階とを有する。その連接型結合は、第１脊椎と第２脊椎との間の動きの１つ又はそれ以上の成分を束縛する一方、第１脊椎が第１脊椎のＩＡＲの経路に沿って動くことを可能にする。好適な実施形態においては、その結合は、第１脊椎と第２脊椎との間の非生理学的動きを有する。

一般に、第１脊椎のＩＡＲは、一の位置から他の位置に動くにつれて、第１脊椎が軸の周りを回転し、その軸に沿って平行移動する軸を有する。

第１部材を第１アンカーに、そして第２部材を第２アンカーに取り付け、１つ又はそれ以上のそれぞれのピボット点について１つ又はそれ以上のヒンジを確立することにより、連接する結合の接続が達成されることが可能であり、１つ又はそれ以上のヒンジは第１部材を第２部材に連結し、１つ又はそれ以上のピボット点は第１脊椎のＩＡＲと相互に関係がある。

一実施形態においては、第１部材は、第１部材における第１ピボット点及び第２部材における第２ピボット点を有する第１連接リンク、並びに第１部材における第３ピボット点及び第２部材における第４ピボット点を有する第２連接リンクを介して第２部材に結合されている。

好適な実施形態においては、第１部材及び第１アンカーは、それらが第１脊椎と共に一致して動くように、互いに対して強固に固定される。それに対して、第２部材及び第２アンカーは、それらが第２脊椎と共に同時に動くように、互いに対して強固に固定されている。

第１又は第２アンカーは、脊椎のペディクルにおいて取り付けられるペディクルスクリューのような、当該技術分野において利用可能である既知の固定手段の何れかの一を有することが可能である。

一実施形態においては、その結合は、脊椎の後方領域において備えられる。

他の実施形態においては、第１脊椎はＬ５脊椎を有し、第２脊椎はＳ１脊椎を有する。好適には、連接型結合は、Ｌ５脊椎がＳ１脊椎に対して回転する及び平行移動することを可能にする。更に、Ｌ５脊椎の回転及び平行移動は、Ｌ５脊椎のＩＡＲのその経路を追跡する。特に、Ｌ５のＩＡＲの中央の矢状面との交差部分は、屈曲中にはＳ１端板に対して頭側に、伸長中には後方に移動する。一部の実施形態においては、連接型結合は、Ｌ５脊椎が屈曲中に実質的に前方に、伸長中には実質的に後方に回転するようにされる。

本発明の他の特徴は、隣接する脊椎を安定化させる装置である。その装置は、第１脊椎において備えられるようになっている第１アンカーと、前記第１脊椎に隣接する第２脊椎において備えられるようになっている第２アンカーとを有し、連接型結合は前記第１アンカーと第２アンカーとを結合している。連接型結合は、第１脊椎と第２脊椎との間の動きの１つ又はそれ以上の成分を制約し、第１脊椎が第１脊椎のＩＡＲの経路に沿って移動するようにする。

一実施形態においては、連接型結合は、第１及び第２アンカーのそれぞれに取り付けられるようになっている第１及び第２部材と、１つ又はそれ以上のそれぞれのピボット点について中心合わせされた１つ又はそれ以上のヒンジとを有し、１つ又はそれ以上のヒンジは第１部材を第２部材に連結し、１つ又はそれ以上のピボット点は第１脊椎のＩＡＲに対応している。

他の特徴は、隣接する脊椎を動的に安定化させる装置である。その装置は、上方脊椎に備えられるようになっている上方アンカーと、その上方脊椎（ｓｕｐｅｒｉｏｒ ｖｅｒｔｅｂｒａ）に隣接する下方脊椎（ｉｎｆｅｒｉｏｒ ｖｅｒｔｅｂｒａ）において備えられるようになっている下方アンカーと、上方脊椎と下方咳痛との間の動きの１つ又はそれ以上の成分が制約され、上方脊椎が上方脊椎のＩＡＲの経路に沿って移動するように、上方アンカーを下方アンカーに回転可能であるように連結する手段と、を有する。

一実施形態においては、連結手段は、第１脊椎と第２脊椎との間の非生理学的動きを制約する。好適には、結合手段は、第１脊椎のＩＡＲと相互に関係する１つ又はそれ以上のピボット点について連接する。

他の実施形態においては、上方アンカーは、上方脊椎のペディクルにおいて備えられるようになっている上方ペディクルスクリューを有する。これに対して、下方アンカーは、下方脊椎のペディクルにおいて備えられるようになっている下方ペディクルスクリューを有する。例えば、上方脊椎はＬ５脊椎を有し、下方脊椎はＳ１脊椎を有する。連結手段は、Ｌ５脊椎がＳ１脊椎に対して回転する及び平行移動することを可能にするようになっている。理想的には、Ｌ５脊椎の回転及び平行移動は、Ｌ５脊椎のＩＡＲの経路を追跡する。結合手段は、Ｌ５脊椎が屈曲中には実質的に前方に、伸長中には実質的に後方に回転することを可能にするようにすることが可能である。

他の特徴は、第１及び第２隣接脊椎を安定化し、第１及び第２脊椎に対してインプラントされるようになっている動的安定化アセンブリを有する装置を提供することであり、第１の隣接脊椎は、第１及び第２脊椎に関連する少なくとも１つのＩＡＲを有する鉛直方向の関節を有する。動的安定化アセンブリは、脊椎骨関節の少なくとも一部が、脊椎骨関節と関連する動きの第１範囲と対応する第１ＩＡＲについて実質的に回転することを可能にするようになっている。

本特徴の一実施形態においては、動的安定化アセンブリは、脊椎骨関節の少なくとも一部が、脊椎骨関節と関連する動きの第２範囲と対応する第２ＩＡＲについて実質的に回転することを可能にするようになっている。

一般に、第１ＩＡＲ及び第２ＩＡＲは、脊椎骨関節と関連する椎間板面に対して異なる位置を有する。一実施形態においては、第２ＩＡＲに対する第１ＩＡＲの位置は、動きの第１範囲の間に、椎間板面を横断して実質的に横方向に移動する。他の実施形態においては、第２ＩＡＲに対する第１ＩＡＲの位置は、動きの第２範囲の間に、第１及び第２脊椎の脊髄軸に沿って実質的に鉛直方向に移動する。

他の実施形態においては、動的安定化アセンブリは、第１及び第２脊椎に結合された複数の部材を有し、それらの複数の部材は脊椎骨関節の動きを制約するようになっていて、脊椎骨関節の少なくとも一部がＩＡＲにしたがって動くようになっている。例えば、複数の部材は、４つのバー状の連結と、ＩＡＲにしたがった動きを可能にする、他の種類の動的安定化制約部とを有することが可能である。例えば、その連結は、ＩＡＲと関連する複数のピボット点を有することが可能である。

本発明の他の特徴は、第１及び第２隣接脊椎を安定化させる方法である。その方法は、第１及び第２脊椎に対して動的安定化アセンブリをインプラントする段階を有し、第１の隣接する脊椎は、第１及び第２脊椎と関連する少なくとも１つのＩＡＲを有する脊椎骨関節を有する。その方法は、脊椎骨関節の動きを制約することと、脊椎関節の少なくとも一部が、脊椎骨関節に関連する動きの第１範囲に対応する第１ＩＡＲの周りで実質的に回転するようにすることとを更に、有する。

本発明の更なる特徴は、以下の詳細説明において明らかにされ、その詳細説明は、限定的なものではなく、本発明の好適な実施形態を十分に開示することを目的としている。

例示目的で、具体的に図を参照するに、本発明は、一般に、図１乃至図１０に示す装置において実施される。ここで開示している基本概念から逸脱することなく、装置は、構成及び構成要素の詳細に関して変更可能であり、方法は、特定のステップ及び一連のステップに関して変更可能であることを理解することができる。

ここで説明する種々の詳細な実施形態にしたがって、例示としてより明確にするように、上記の欠点及び短所は、本発明の種々の特徴にしたがって著しく克服される。

以下の本発明の実施形態は、欠陥がある椎間板の関節における改善された動的安定性を与えることが明らかになるであろう。特に、本発明の実施形態は、正常な脊髄の動きをより適切に近似するように人為的な動的安定化が示す好ましい性能に新しい光を投じる新しい実験方法及び観測に関する詳しい情報に基づく解決方法を提供する。特に、本発明の実施形態は、正常な脊髄の動きについてのＩＡＲ経路（中心軌跡）をかなり正確に近似し、そのＩＡＲ経路は、三次元に移行するように、ここで説明する実験において新たに観測されたものである。動的な脊髄の動きについてのそれらの特に正しい知識に基づくパラメータの更なる特徴について、下で更に詳細に説明する。

一特徴にしたがって、欠陥がある脊髄の関節の動きに動的安定性を与えることにおいて用いられる動的安定かシステムを提供する。このシステムは、それぞれの脊髄の関節について正常な中心軌跡を実質的に近似する回転の瞬間軸（ＩＡＲ）の中心軌跡を与えるように適合される。

この特徴の一のモードにしたがって、そのシステムは、正常な中心軌跡に対して約２５％のエラーの範囲内に留まるそれぞれの関節についてのＩＡＲの中心軌跡を与えるように適合される。他のモードにおいては、そのエラーの範囲は、正常な中心軌跡の約１０％の範囲内にある。

この特徴の他のモードにしたがって、そのシステムは、脊髄関節の動きの一範囲においては、椎間板に対して主に横方向であり、脊髄関節の動きの他の範囲においては、その関節の椎間板に隣接している椎体間の脊髄軸に沿って主に垂直方向である、ＩＡＲにおける変化を与えるように適合される。

他の特徴、モード、実施形態、側面及び変形については、本明細書の全体における開示の詳細に基づいて、そして利用可能な参照文献等の援用による他の情報に関連して、当業者は理解することができるであろう。

ここで、図を参照し、本発明の種々の広汎な特徴についての詳細な例示としての実施形態を詳述して、図１は、下で更に詳細に特定の実験における試験パラメータにしたがって、５つの状態（左側に示す左右方向透視図及び右側に示す前後方向透視図）についてのＩＡＲの自然の中心軌跡の位置を示している。

図１Ａ及び１Ｂは、Ｌ５／Ｓ１脊柱関節における５つの屈曲／伸長（図１Ａ）及び横方向屈曲（図１Ｂ）についての回転の瞬間軸（ＩＡＲ）の方向の三次元ビューを示している。軸１０は３°乃至６°の屈曲についてのＩＡＲであり、軸１２は３°乃至６°の伸長についてのＩＡＲであり、軸１４は自然な伸長に対して３°についてのＩＡＲであり、軸１６は自然な屈曲に対して３°についてのＩＡＲである。矢状面１８及び前額面２０とそれらの軸との交差部分は、図２Ａ及び２ＢのそれぞれにおけるＬ５／Ｓ１脊髄セグメント（Ｌ５（腰椎）脊椎２２及びＳ１（仙骨）脊椎２４を示す）において重なっている。図２Ａから理解できるように、自然の中心軌跡は、伸長（中心軌跡１２）において後方に位置していて、屈曲（中心軌跡１０）においてより前方且つ上方に位置していることが分かる。したがって、それらの中心軌跡は、本発明の動的安定化装置及び方法により与えられる。

図３は、下で詳細に説明するように、Ｌ５／Ｓ１空隙の実験における観察により収集された自然の椎間板の中心軌跡を参照することにより屈曲／伸長についての運動学的に規定される連結についての演算されたプロットの実施例を示している。点Ｔ及びＱがＬ５脊椎の一部として規定される場合、補完的な点Ｒ及びＯが、中心軌跡の位置１０、１２、１４及び点Ｔ及びＱを用いて決定される。点Ｒ及びＯは、Ｓ１に対して固定される。点Ｔ、Ｑ、Ｒ及びＯは、下で更に詳細に説明する実験における試験データの運動学的（グラフィカルな及びコンピュータにより得られた）解析により導き指されたものである。

下で更に詳細に説明する、本発明の後方の連結は、点を接続する連結Ｒ−Ｑ及びＯ−Ｔを有する。

図４は、本発明の一実施形態にしたがう後方動的脊髄安定化システム５０の模式的な側面図である。そのシステム５０は、図２Ａ、２Ｂ及び図３における脊髄（点１０、１２、１４及び１６として示されている）の自然な運動学的連結の中心軌跡を綿密に近似するように適合される。そのシステム５０は、脊髄骨アンカー（例えば、当該技術分野において知られているペディクルスクリュー伸縮構成又は類似する装置）、Ｌ５脊椎２２のペディクルの各々における１つのペディクルスクリュー、及び仙骨２４のペディクルの各々における他のスクリュー５４を橋渡しする４つのバー状の運動学的連結を介して機械的に規定される。

連結の幾何学的形状は、脊椎骨の形状及び自然な脊椎骨の中心軌跡により規定される。その連結は、屈曲／伸長、横方向の曲がり及び軸方向回転について規定される中心軌跡のバランスを取るようにデザインされる。図４に示すように、２つのペディクルスクリュー５２、５４（多孔質でコーティングされたロッド又は類似するアンカー機構であることが可能である）が隣接する脊椎に対して取り付けられている。ペディクルスクリュー５２、５４は、当該技術分野で一般に用いられている方法により脊椎への後のアクセスにより取り付けられることが可能である。

上方伸長部材５６は、上方ペディクルスクリュー５２に固く取り付けられ、下方脊椎２４の方に下向きに伸びている。下方伸長部材５８は、下方ペディクルスクリュー５４に固く固定され、上方脊椎２２の方に上向きに伸びている。上方連接リンク６２及び下方連接リンク６０は、フレキシブルなヒンジ継ぎ手６４、６６、６８及び７０を介して上方伸縮部材５６及び下方伸縮部材５８に、回転可能であるように接続している。継ぎ手６４、６６、６８及び７０は、中心軌跡の位置から導き出される、図２のＴ、Ｑ、Ｒ及びＯの位置に対応していることに留意する必要がある。

上方伸縮部材５６及び上方ペディクルスクリュー５２は上方脊椎２２を伴うユニットとして動く。同様に、下方伸縮部材５８及び下方ペディクルスクリュー５４は下方脊椎２４を伴うユニットとして動く。

使用中に全体のアセンブリにおける種々の構成要素の構造的役割及び動作についての更に全体的に理解するように、図５Ａ乃至５Ｃに、動作の３つのモードを示している。異なる動きの範囲に亘って示されているように、自然な中心軌跡をより厳密に近似する様式でのこのアセンブリの使用にしたがって、ＩＡＲは移動することができる。特に、ＩＡＲは、脊髄軸に対して横方向及び縦方向の両方に移動することができ、それらの優勢な成分は、動きの角度及び程度に依存する。

図５Ａは、適切なＩＡＲ１０の周りの回転を案内する連結５０による６°の屈曲において上方脊椎２２の位置を調整する連結アセンブリ５０を示している。

図５Ｂは、適切なＩＡＲ１６の周りの回転を案内する連結５０による自然な屈曲において上方脊椎２２の位置を調整する連結アセンブリ５０を示している。

図５Ｃは、適切なＩＡＲ１２の周りの回転を案内する連結５０による６°の伸長において上方脊椎２２の位置を調整する連結アセンブリ５０を示している。

図４及び図５Ａ乃至Ｃに示す脊髄安定化システム５０は、スタンドアロンの動的融合装置として備えられて、用いられることを理解することができる。代替として、アセンブリ５０は、核置換又は椎間板の生物学的再生ストラテジと関連付けて用いられることが可能である。

図４及び図５Ａ乃至Ｃに示す本発明の実施形態は、脊椎のＬ５／Ｓ１関節の方に主に、方向付けられていることを理解することができる。しかしながら、本発明の技術及びシステムは、Ｌ１／Ｌ２、Ｌ２／Ｌ３、Ｌ３／Ｌ４、Ｌ４／Ｌ５を含む脊椎並びに胸椎及び頸椎における他の脊椎の他の複数の領域を安定化するように用いられることが可能である。

図４及び図５Ａ乃至Ｃに示す点Ｔ、Ｑ、Ｒ及びＯにおいてヒンジ継ぎ手と組み合わされて又はそれらの代わりに、多くの機械的変形を実施することが可能であることをまた、理解することができる。ヒンジ継ぎ手により与えられるのと同じ経路における動きを可能にする及び抑制する、弾力性のある又は変形可能な物質が用いられることが可能である。例えば、伸縮部材５６、６８及び連接リンク６０、６２の部分は、特定の位置（例えば、点Ｔ、Ｑ、Ｒ及びＯ）において曲がることを可能にするようにより小さい断面を有する特定の位置において逃げを設ける（又は弾力性のある物質と結合される）ことが可能である。変形可能な物質は、例えば、ニチノール、それと類似する特性を有するポリマー等の形状記憶物質を有することが可能である。

本発明の種々の実施形態にしたがったシステムの種々の特異な特徴は、限定的でなく、次のようなものを含む。

ある場合には、脊椎は、手術のための配置の間に、手術による置換の間に気分を楽にするように十分に束縛される。他の場合には、連結５０の幾何学的構成は、自然の中心軌跡に沿って脊椎を案内する。他の特徴においては、装置５０は、最小限の介入の技術を用いて、前方から位置付けられることが可能である。これは、図４及び図５Ａ乃至Ｃにおける更なる実施例として示されている。

後方動的安定化を与えるように意図されている上記の装置は、一般に、固定された回転軸の周りの移動に又は、自然の中心軌跡から離れている可変軸の周りの移動に制約を加えられる。本発明においては、自然の中心軌跡に関して深い洞察を与える最近の実験データ及び観察に対応し、この自然の動きをより厳密に近似する適切なシステム及び方法を提供することを理解することができる。

脊髄安定化システム５０が標準的な統合ハードウェアと同様に立体融合を作るように用いられることが可能であるように、脊髄安定化システム５０の下方及び上方連接リンク６０、６２が係止される（又は、少なくとも、係止可能であるオプションを与える）ことを可能にすることを、図４及び図５Ａ乃至Ｃに示す本発明の実施形態にしたがってまた、理解することができる。これは、ある患者についてある特定の環境下において有利点を与えることが可能である。

図４及び図５Ａ乃至Ｃに示している脊髄安定化システム５０は、図示しているＬ５／Ｓ１脊髄関節の後方動的安定化のために適合されることをまた、理解することができる。しかしながら、脊髄安定化システム５０が、従来の試みに対する正常な脊椎におけるＩＡＲの動きの中心軌跡をまた、より厳密に近似するために同様の有利な結果を与えるように、用いられることが可能である。例えば、前方又は横方向の動的安定化アセンブリ及び関連移植方法が、本発明の種々の特徴の意図された広汎な範囲から逸脱することなく、ここで与えられる情報にしたがって、患者の治療で用いるように適合されることが可能である。更に、全体的な結果のために共に機能する個別の移植の技術的な組み合わせが用いられることが可能である。例えば、後方動的安定化アセンブリが、例えば、椎間板移植（核か又は全体の椎間板の移植のどちらか）、又は、例えば、前方又は横方向動的安定か移植等の少なくとも１つの他の移植と組み合わせて与えられることが可能であり、それ故、共に機能する全体的なアセンブリは、椎間板の回転のより生理学的中心軌跡についての動きの好ましい範囲を与える。

上記にも拘わらず、しかしながら、特定の実施形態としてここで説明しているような後方動的安定化の特定の方法は、多くの医療用手法において用いられる特定の特異な有利点及び特にうまく適合するモードを有するとみなされる。

他の適切な変形がまた、本発明の広汎な特徴と一貫性を有する結果を伴って、他の結合部又は解剖学的変化を調整させるように、本発明の特定の例示としての実施形態に対して行われることが可能である。そのような解剖学的変化は、例えば、異なる脊椎レベルにおける異なる考察、又は脊椎に沿った同じレベルにおける解剖学的構造の個人差を有することが可能である。例えば、図示しているアセンブリの構成要素の一部の異なる大きさ、角度及び相対的配列は、そのような変化を調整するように利用可能であるようにされることが可能である。これに関しては、そのような可変パラメータ全般において正常な脊髄の動きを適切に特徴付けるように、ここで説明しているものと同様に、更なる実験が実行され、本明細書における開示及び他の利用可能な情報についての検討に基づいて当業者により適切に修正することが可能である。そのような実験観察は、その場合、特徴付けられた特定の解剖学的パラメータにしたがって正常な動きを近似する様式で適切に機能するように適合された付加的なアセンブリ及び方法を構成するように用いられることが可能である。

本発明の１つ又はそれ以上の特徴が改善するように意図されている他の試みに関する情報は、次に示す１つ又はそれ以上を参照することを含み、それらは、Ｚｉｍｍｅｒ Ｓｐｉｎｅ社製のＤｙｎｅｓｙｓ及びＳｃｉｅｎｔ’ｘ ＵＳＡ社製のＩｓｏｂａｒ ＴＴＬである。

以下の詳細説明は、以下の記載において検討している種々の広汎な特徴のより詳しい理解を与え、更に優れた有利点を有する実施形態について図に示して、詳述している。

実験
以下の説明は、脊髄関節の回転の瞬間軸が屈曲／伸長及び横方向の曲げの間にファセット力に影響を与えることの実験的デザイン、結果及び観察に対する深い洞察に応じる特定の優れている有利な実施形態に関するものである。本実験については、Ｌ５／Ｓ１関節における特定の例、欠陥のある脊髄関節の動力学及び医療手術の外科的処置として説明されている。

椎間板及びファセットは共に、脊髄の動力学を制約するように機能するため、椎間板の劣化又は椎間板の移動に関連する回転の瞬間軸における変化は、ファセットの過負荷及び関節炎についてのリスクに悪影響を及ぼす可能性がある。Ｌ５／Ｓ１のセグメントの動力学とファセット力との間の関係は、上記の研究は脊髄の動きとファセット力についての研究を分離しているため、良好に規定されていない。この死体の生体機械的研究の目的は、圧縮と前方剪断の生理学的組み合わせの下で、Ｌ５／Ｓ１の動きセグメントにおけるファセット力と椎間の動力学（中心軌跡、又は回転の瞬間軸の経路）の指標を報告し、関連付けることである。

１２個の新鮮冷凍の人間の死体のＬ５／Ｓ１関節（年齢範囲５０乃至６４歳）は、幾つかの姿勢（ｐｏｓｔｕｒｅ）で剪断力及び圧縮力を加えることにより半強制的な条件下で、即ち、自然な状態、３°及び６°の屈曲状態、伸ばした状態及び横曲げ状態において、生物機械的に試験された。その実験的な境界条件は、直立姿勢において生体内状態を表す圧縮力及び剪断力を課した。回転（ＩＡＲ）の三次元瞬間軸が２つの連続姿勢間で演算された。顔の関節の力が、両方のファセット表面間に置かれた薄膜センサを用いて同時に測定された。動きの間のＩＡＲ位置及びファセット力が解析された。

図６は、Ｌ５／Ｓ１関節の実験モデルとこの実験において用いたれたそれぞれの座標系とを示している。図示しているように、垂直に位置しているｙ軸を有するｘ−ｚ面が矢状面に対して平行に示されている。原点３０は、Ｓ１脊椎２４の上方端板６の中心である。

屈曲及び伸長の間、ＩＡＲは横向きに向けられていた。中央矢状面とのＩＡＲ交点は、屈曲の間にはＳ１端板２４と相対的に頭側に（ｐ＝０．０１０）、そして伸長中には後方に（ｐ＝０．００１）移動する。ファセット力は姿勢と関連性はない（ｐ＝０．８４４）。しかしながら、姿勢間のファセット力における変化はＩＡＲ位置と関連し、屈曲中のより高いＩＡＲは、より低いファセット力と関連し、その逆もまた真である（ｐ＝０．０４）。横方向の曲げの間、ＩＡＲは、動きの主面に対して傾いていて、曲げの側の方に、Ｓ１端板２６に対して平行に平行移動した。全体としては、ファセット力は、曲げの同側において増加された（Ｐ＝０．００２）。

ＩＡＲ位置は、Ｌ５脊椎骨本体２２は、屈曲（ＩＡＲが脊椎本体の中央に近接する）の間には主に前方に回転し、伸長（ＩＡＲがＬ５／Ｓ１椎間板にある又はその下にある）の間には後方に回転する／平行移動する。横方向の曲げにおいては、ＩＡＲの傾斜は、同側ファセットの抵抗のために、軸のねじれと結び付いて現れる。

それ故、本発明の実験は、生理学的な圧縮及び剪断の下で健全なＬ５／Ｓ１関節の人間の死体モデルにおいて運動中の脊髄運動学及びファセット力を同時に測定する。このことは、脊髄の動きの中心軌跡に関する新しい洞察を与え、その洞察に対して、本発明のシステム及び方法の実施形態は、新規な解決方法と多様に関連付けられる。

腰仙部脊椎が、５０乃至６４歳の年齢範囲の１２人のドナー（８人の男性及び４人の女性）から死亡時刻において得られた。骨の疾病又は関節の変性（骨増殖体、椎間板間隔の減少、ファセットのｈｙｐｅｒｔｈｒｏｐｈｙ）のない試料のみがこの研究において用いられた。試料の調整は、皮膜及び靭帯要素の完全な状態を維持するように筋肉組織の細部まで行き届いた除去を有する。各々の試料について、Ｌ５脊椎の上方半分及びＳ１脊椎の下方半分がポリメタクリル酸メチル（ＰＭＭＡ）の中に入れられ、それ故、Ｓ１端板は、ＰＭＭＡ表面及びクランプ面に対して平行である。

各々の試料は、椎間板が水平軸に対して４０°で方向付けられるように、サーボ油圧装置（例えば、ＭＴＳ Ｓｙｓｔｅｍｓ Ｃｏｒｐ（米国ミネソタ州Ｅｄｅｎ Ｍｅａｄｏｗ市）製Ｂｉｏｎｉｘ ８５８）内に置かれた。図７は、立った姿勢における４０°の仙骨傾斜及び８５０Ｎの負荷についてのこの構成におけるこの装置内のＬ５／Ｓ１試験アセンブリ１００の模式図を示している。図８は、Ｌ５／Ｓ１運動学を研究するための屈曲、伸長及び曲げにおけるＬ５の姿勢を制限する試験アセンブリを示している。加えられる負荷Ｎは均一に分散され、剪断及び圧縮の両方において加えられる。軸のねじれは制約を受けない。角度θは、立った姿勢で平均３９°の仙骨傾斜を反映するように選択される。

図７を参照するに、試料１１２は、略摩擦の無い要素１２及び１１４（例えば、機械油で円滑にされた研磨されたスチール）により加えられる８５０Ｎの鉛直方向の力により負荷を掛けられる。力Ｎは、椎間板圧力及び筋電気測定に基づく、それ故、重力負荷及び筋肉負荷の両方を表す、立った姿勢におけるＬ５／Ｓ１についての予測と適合するように選択される。８５０Ｎの鉛直方向の力は、特定の形態計測の研究に基づいてＬ５／Ｓ１の自由本体解析と一貫性がある、６５０Ｎの椎間板圧縮力１２６及び５５０Ｎの水平方向の剪断力を生成した。試験装置１１０の半束縛特徴は、摩擦表面における結果として得られる力の位置は変化し、それ故、ＩＡＲに対する距離を最小化するようなものである。それ故、ＩＡＲについての交絡モーメント（ｃｏｎｆｏｕｎｄｉｎｇ ｍｏｍｅｎｔ）は最小化される。更に、各々の実験の開始時には、試験システムの回転アクチュエータは、両側ファセット力における差を最小化するように摩擦面の軸回転位置を調整するように用いられる。この調整手法は、ＰＭＭＡにおけるＬ５／Ｓ１試料の何れの僅かなずれの原因となった。

３乃至６°の屈曲／伸長及び横方向の曲げ姿勢を課すように摩擦界面に楔が付加された。矢状面及び前額面における動きの１２°の前範囲は、Ｌ５／Ｓ１関節の標準的な生理学的領域の下にある。自動的に結合されたねじれは、傾斜した摩擦面において可能である。２つの連続した姿勢の間の各々の３°の回転は‘動きセクタ’を規定する。

試料の前調整は、中位位置における５分間に亘る１０サイクルの完全な負荷及び無負荷を有する。試験中、各々の姿勢に対して２分間負荷の掛けた後にデータが収集された。組織は、塩水に浸されたガーゼに包むことにより、試験中、湿り気が保たれる。

結果測定
ａ．回転の瞬間軸（ＩＡＲ）
三次元（３Ｄ）空間における剛体について、一の位置から他の位置への動きは、単独の軸の周りの回転とこの軸に沿った平行移動（回転面に対して垂直方向の）の和により表される。その一般的な場合、その軸は螺旋軸と呼ばれる。小さい変位については、‘瞬間軸’の周りで移動が起こる。その軸に沿ったヌル並進運動について、瞬間螺旋軸は回転の瞬間軸（ＩＡＲ）と呼ばれる。瞬間螺旋軸を演算するために必要な情報全ては、変換行列に含まれ、その変換行列は、一の位置から他の位置への剛体運動の数学的表現であり、回転の３ｘ３正方行列及び３ｘ１変換行列を有する。それ故、螺旋軸は、まさに変換行列の代替の表現である。

変換行列は、動いている脊髄（Ｌ５）に位置している４つの非コプラーナランドマークの三次元座標に基づいて、Ｋｉｎｚｅｌの方法を用いて演算された。その場合、その軸の方向及び位置は、Ｓｐｏｏｌ ａｎｄ Ｖｅｌｐａｕｓの方法にしたがって、三次元空間において決定された。最終的に、これらのデータは、放射線解剖学に基づいて局所座標フレームに変換された。右側の直角フレームの原点は、Ｓ１ ２４の端板の中心であり、Ｘ軸は矢状であり、Ｙ軸は冠状であり、そしてＺ軸は端板に対して垂直である（図６を参照されたい）。ＩＡＲ方向については、傾斜（Ｓ１端板からの緯度に等しい軸と水平方向の面との間の角度）及び傾き（Ｄ；経度に等しい矢状面と軸との間の角度）を用いて説明された。ＩＡＲ位置は、距離ＯＰが原点（Ｏ）から軸（Ｐ）までの最も短い距離であるように、軸の一意の点Ｐ（ｘ_ｐ，ｙ_ｐ，ｚ_ｐ）の位置として表される。それ故、ＯＰはＩＡＲに対して垂直である。

線形変換方法を用いて、３つのファルコンストロボカメラは、Ｅｖａ ６．０ソフトウェア（Ｍｏｔｉｏｎ Ａｎａｌｙｓｉｓ社（米国カリフォルニア州Ｓａｎｔａ Ｒｏｓａ市）製）を用いて、Ｌ５に位置している４つの反射性マーカ及びＬ５の各々の姿勢についてのＳ１において固定された１つの反射性マーカの三次元座標を確立した。Ｌ５の連続姿勢間の変換行列及びＩＡＲは、各々の姿勢において収集された各々のマーカの位置の３００回の繰り返し測定の平均を用いて演算された。Ｓ１におけるマーカはまた、各々の試料の特定の解剖学的構造にＩＡＲを適合させる試料の放射線写真において可視的であった。

マーカの座標を決定するストロボカメラの精度（±０．２５ｍｍ）にも拘わらず、ランダムエラーが伝搬し、行列の演算のアルゴリズムにより拡大される。ＩＡＲ位置におけるエラーは回転量に対して反比例し、回転が０の方に向かう傾向にあるとき、ランダムエラーは１に向かう傾向にあることが前提となっている。実際のＩＡＲまでのマーカの距離のような他の因子及びマーカの分布の半径はまた、エラーの大きさの原因である。所定の方向に方向付けられた標準的なドアヒンジは、ＩＡＲ演算において設定される実験の精度を決定するように用いられた。この方法を用いる予備的研究に基づいて、純回転中のＩＡＲ配置について予測される絶対エラーは、３°の移動について４ｍｍであり、ＩＡＲ回転について１°である。

ｂ．ファセット力
ＩＡＲ演算に対するシミュレーション、即ち、左側及び右側ファセットの関節により変換される圧縮力は、薄い圧力センサ１３０（例えば、Ｔｅｋｓｃａｎ社（米国マサチューセッツ州Ｓｏｕｔｈ Ｂｏｓｔｏｎ）製Ｆｌｅｘｉｆｏｒｃｅ Ａ１０１−１５００）を用いて記録された。そのセンサ１３０は、１０ｍｍの直径と、０．２５ｍｍの厚さとを有し、曲がり易いマイラから成り、その抵抗は適用される力に対して線形に変化する。センサ出力は５Ｈｚで記録され、データ取得ソフトウェア（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ社（米国テキサス州Ａｕｓｔｉｎ市）製Ｌａｂｖｉｅｗ６．１）を用いて平均化された。センサ１３０は、異なる面積の接触表面に対して所定の力を加えることにより較正され、出力電圧は、圧力領域にも拘わらず、その力と直線的に変化した。較正比は、５００Ｎ／Ｖ（±５％）であった。

所定の回転については、ファセット力変化（隣接する姿勢の間のファセット力の差、即ち、δＦ）は、次のように、ＩＡＲとファセットの関節との間の距離に比例する。

δＦ∝ｄ 式１
しかしながら、関節に導入される力センサは、関節面（δｍ）に比例する力成分のみを記録する。αがセンサ面とδＦ（図９に示す）との間の角度である場合、次式のようになる。

δｍ＝δＦ・ｓｉｎα 式２
式（１）及び（２）を組み合わせることにより、１つの式が次のように得られる。

δｍ∝ｄ・ｓｉｎα 式３
ファセット関節空間１３２は鉛直方向（上方のＳ１の端板２６に対して直交する）であるとみなされ、αは、その端板と、ファセット関節及びＩＡＲ１３６間の線１３８との間の角度に相当する。それ故、次式のようになり
ｄ・ｓｉｎα＝ｈ 式４
ここで、ｈはＩＡＲのファセット関節レベルに対する高さである。

したがって、式３及び４から、次式のように、ファセット力はＩＡＲの高さに比例することは明らかである。

δｍ∝ｈ 式５
この仮説を試験するように、ファセット力測定における変化が、隣接する姿勢について演算されたＩＡＲ１３６の高さｈに対して隣接する姿勢間で演算された（δｍ）。

統計学的解析の全てが、ＳＰＳＳ統計学的ソフトウェア（ＳＰＳＳ社（米国イリノイ州シカゴ市）製Ｖｅｒｓｉｏｎ１１．５）を用いて実行された。種々の（ＡＮＯＶＡ）手法の標準的解析は、群の手段を比較するように、そして対象の測定パラメータ（カテゴリ変数として入力されるＩＡＲ位置及び方向、ファセット力）への試料変数（カテゴリ変数として入力される親試料、動きセクタ及び動きの方向）の影響を予測するように用いられる。適切であるとき（Ｐ＜０．０５）、ＬＳＤのこの後の試験においては、重要な差を有する群の副集合を識別するように実行された。左側及び右側ファセット力は、それらが、屈曲／伸長において同じ試料において繰り返される値であるとみなされるように結合される。横方向の曲げにおいて、それらは、曲げ方向に関して結合される。

ファセット力は、直径が１０ｍｍである単独のセンサ１３０により測定されたため、接触力の特定の位置は、その領域において区別されない。それ故、ＩＡＲ１３６がファセットセンサ領域の上にある姿勢についてのファセット力変化（δｍ）は、一方法、即ち、ＡＮＯＶＡを用いて、ＩＡＲがファセットセンサ領域の下にある姿勢に対して比較される。

屈曲／伸長
屈曲／伸長において、ＩＡＲ１３６方向は全ての動きセクタについて類似している。平均の上方への傾斜は１．３°（ｐ＝０．３７）であり、平均の下方への傾きは９１．４°（ｐ＝０．７０１）である。ＩＡＲは、それ故、動きの主面に対して垂直であるとみなされ、そのＩＡＲの位置は、中央の矢状面との交点（ｙ_ｉであって、図１Ａ及び表１を参照されたい）として表される。

中央の矢状面（ｘ_ｉ）とのＩＡＲの交点のｘ座標は、動きセクタ間でかなりの差がある（ｐ＝０．００１）。その後の試験においては、ＩＡＲが、他のセクタ全てについて３°と６°の伸長の間の動きセクタについてより後方であったことを示している。中央矢状面とのＩＡＲとの交点のｚ座標（ｚ_ｉ）は、動きセクタ間でかなりの差がある（ｐ＝０．０１０）。その後の試験においては、ＩＡＲが、他のセクタ全てに対するより３°乃至６°のかなり大きい屈曲を有することが示された。

図１Ａ及び１Ｂを再び参照するに、ＩＡＲ１３６と椎間板の中央を通る矢状面１８及び冠状面との交差部分は、横方向の図１Ａ及びＡＰ放射線写真のそれぞれを表している。その円の直径は位置の平均エラー（４ｍｍ）に相当する。円の参照番号１０、１２、１４及び１６は、伸長から屈曲への及び左側から右側の横方向の曲げにおける異なる位置を表している。

表ＩＩに示すように、ファセット力は、屈曲／伸長間の姿勢と共に一貫しては変化しなかった（ｐ＝０．８４４）。

しかしながら、屈曲の動きの間、ＩＡＲがファセットセンサ領域の上にあるときは、そのＩＡＰがこのファセットセンサ領域の下にあるときに比べて、ファセット力変化（δｍ）はかなり小さい。全ての試料についての各々のファセットを通る平均伝達力は４９．５Ｎであった。

要約すれば、屈曲及び伸長の間、ＩＡＲは横方向に方向付けられる。中央矢状面１８とのＩＡＲの交差部分は、屈曲中には、Ｓ１端板２６に対して頭側の方に移動し、伸長中には、前方の方に移動する。ＩＡＲ位置は、Ｌ５脊椎骨本体２２が、屈曲中には主に前方の方に回転し（ＩＡＲは脊椎骨本体の中心に近接している）、伸長中には後方の方に回転する／平行移動する（ＩＡＲはＬ５／Ｓ１椎間板のところ又はその下にある）。

横方向曲げ
表ＩＩＩは、横方向曲げにおけるＩＡＲの位置の座標を示し、ＩＡＲの下方への傾きは１．８°であり、全ての動きセクタについて類似している（ｐ＝０．５６５）。ＩＡＲの上方への傾斜は動きセクタと共に変化し（ｐ＝０．０１１）、その後に、そのＩＡＲの上方への傾きは、左側の横方向の曲げにおける約３°の後、かなり大きくなり、右側の横方向の曲げにおいて変化したことを示した。ＩＡＲの傾斜のために、Ｐの位置としての一般的な場合におけるＩＡＲ位置について表された（図１Ｂを参照されたい）。

ＩＡＲ位置のｘ座標（ｘ_ｐ）は動きのセクタにより変化した（ｐ＝０．００２）。その後の試験においては、ＩＡＲが、両方の方向において、より後方への３°以上の曲げであったことが示された。ＩＡＲの位置のｙ座標（ｙ_ｐ）は、横方向の曲げの間、動きのセクタにしたがってかなり変化した（ｐ＜０．００１）。その後の試験においては、ＩＡＲが、水平方向に、両方の方向において３°以上の曲げの方向に移動したことが示された。ｚ座標（ｚ_ｐ）は動きのセクタ間で変化した。その後の試験においては、ＩＡＲが、両方の方向において３°以上の横方向の曲げを有することが示された。

表ＩＶは、横方向の曲げにおけるファセット力を示している。ファセット力は、横方向の曲げにおける姿勢（ｐ＝０．００２）に関連し、曲げの側に対して増加する。その後の試験においては、ファセット力が最初の３°の横方向の曲げにおいてかなり増加したことが示された。

要約すると、横方向の曲げの間、ＩＡＲは、動きの主面に対して傾いていて、曲げの側の方に、Ｓ１端板に対して平行に平行移動する（表ＩＩ）。

横方向の曲げにおいては、ＩＡＲの傾斜は、同側のファセットの抵抗のために、軸の歪と結合して示されている。

生理学的動き及びＬ５／Ｓ１関節に負荷を掛けている間のファセット力と椎間運動学との間の種々の関係について研究した。観測されたＩＡＲは、椎間板の後方部分に、通常、位置し、屈曲中には上方に移動し、伸長中には後方に移動し、横方向の曲げの間には同側に移動した。上記のように、結合された軸回転は、横方向の曲げと関連付けられた。ファセット力は、試料間で変わり易いために、屈曲／伸長における一様な変化を示さない一方、そのファセット力は、横方向の曲げのける水平方向のＩＡＲの移動により補正され、それ故、ファセット力は同側ファセットにおいて増加した。

観測されたＩＡＲは、屈曲／伸長において矢状面に対して平行であり、椎間板の後方部分に位置していて、その椎間板は、Ｒｅｕｌａｕｘのグラフィカル方法を用いて、生体外及び生体内における二次元測定に基づく先行する報告と整合性がとれている。Ｒｅｕｌａｕｘの方法は、連続する放射線撮影及び写真におけるランドマーク間に二等分線を引くことにより回転の瞬間中心を演算する。この二次元の方法は、本研究において用いられる三次元の方法に比べて正確度が低く、本発明の研究においては、例えば、ＩＡＲが、屈曲中には、Ｓ１端板に対して垂直に、上方に移動し、伸長中には、その単板に対して平行に、後方に移動する制約を伴わずに、上で説明されていない種々の本発明の観測を有するかについて説明することが可能である。

ＩＡＲ経路は、伸長から屈曲へ、Ｌ５脊椎２２が先ず前方に、主に平行移動し（即ち、ＩＡＲが、伸長の６°と０°との間の移動中に低くなり）、続いて、屈曲限界にあるとき、前方に回転する（ＩＡＲは、屈曲の３°と６°との間の動きの間に、Ｌ５の幾何学的中心に近づくために）。屈曲／伸長におけるこの動きは、制約された動きにおいて椎間板及びファセットの関節の姿勢が変化する役割を反映し、ファセット接触領域が上方に移動して屈曲状態になる報告と一貫性がある。

かなり大きい試料間の変動が、ファセット力が伸長の方において系統的に増加する従来の概念とは逆である姿勢を伴うファセット力の傾向において観測された。この差異は、一部は少なくとも異なる負荷条件のためである可能性があり、従来の研究は、圧縮及び前方への剪断を利用しながら、純粋モーメントか又は軸圧縮のどちらかを用いて行われた。更に、このデータは、Ｓ１端板に対する重要な鉛直方向のＩＡＲの動きを示す最初のデータであると思われる。

鉛直方向のＩＡＲの動きは、図９Ａ及び９Ｂに示すように、ＩＡＲが関節のレベルの上にあるか下にあるかに応じて、ファセット関節空間は、理論的には、開いたり閉じたりするため、矢状動きの間のファセット力の変動における因子である可能性がある。

図９Ａは、Ｌ５／Ｓ１脊髄のファセット関節１３２の模式的な側面図である。Ｌ５／Ｓ１ファセットはＳ１端板１３６に対して垂直であることを前提として、屈曲及び伸長におけるファセット関節のファセット力変動δＦはＩＡＲ１３６の高さＨに関連する。図９Ａに示すように、ファセットは、ＩＡＲ１３６がファセットレベルの上にあるときは、開いていて、屈曲状態にある。図９Ｂに示すように、ＩＡＲ１３６がファセットレベルの下にあるときは、ファセットは閉じていて、屈曲状態にある。

ファセット関節空間１３２が鉛直方向である（即ち、Ｓ１単板２６に対して垂直である）とみなされる場合、屈曲／伸長の間、ＩＡＲの高さＨ及びファセット力は関連し、一般に、直線性を有する必要がある。図１０は、屈曲に対して各々の３°の回転について、ファセット力δＦ（Ｎ）に対してプロットされたＳ１端板２６（ｚ_ｉ（ｍｍ））までのＩＡＲ１３６の距離についてのグラフを示している。“グレーゾーン”は、ファセットの高さに、即ち、力センサ１３０の位置に対応する。ＩＡＲ１３６が力センサ１３０の上に位置しているときは、屈曲中の２つの連続する姿勢の間の平均ファセット力変化は−４．８Ｎであり、ＩＡＲ１３６が力センサ１３０の下に位置しているときは、その平均ファセット力変化は＋７．２Ｎである（ｐ＝０．０４０）。

ＩＡＲ高さＨは、屈曲／伸長におけるファセット力変化に関連する。それ故、本発明の実験データは、図１０におけるグラフを参照して理解できるように、矢状面の動きの間に、ファセット１３２が開くか又は閉じるかを、ＩＡＲ高さＨが決定することを示している（例えば、図９Ａ及び９Ｂを参照して、更に説明するように）。

横方向の曲げの実験データはＩＡＲの三次元の傾斜に関連し、その傾斜は、横方向の曲げと軸回転との間の組み合わせによるものである。即ち、横方向の曲げが軸の回転と関連しない場合、ＩＡＲ方向は、曲げの面に対して垂直である。曲げは、４０°の仙骨の傾斜をシミュレートすることにより適用される（図７及び８）ため、予測されるＩＡＲの傾斜は４０°である。それどころか、実際の平均ＩＡＲ傾斜は２８．２°であり、動きの主面に対して垂直な、もたらされる組み合わされた回転のための１１．８°の差を有する。動きの主面及び垂直な面（試験装置における摩擦面）に対する動きを分解することにより、データは、その結合がＬ５脊髄２２の右側の曲げが右側の軸回転と結合され、その逆も真であることを示している。この結果は、傾斜した腰仙関節における半強制剪断及び圧縮の下で、生体外及び生体内に条件を負荷する純粋モーメントの影響下で、加えられたＬ５／Ｓ１の回転を記録するとき、他の観測との一貫性を有する。

曲げの側への水平方向のＩＡＲの移動は、二次元データを用いる従来の報告とは逆である。これは、従来の二次元の方法においては交絡因子としての三次元結合動きによるものである。同時の水平方向のＩＡＲの経路及びファセット力は動きの側に対して増加する（有効なのピアソン相関性）ため（ｐ＝０．０１５）、同側ファセットは曲げにおいてＬ５横方向平行移動を妨げる。ＩＡＲの傾斜は増加し、３°の曲げを上回る後方への移動は、同側ファセットの衝突が横方向の曲げと軸のねじれとの間の結合に繋がることを確実にする。

上記の実験結果は、Ｌ５について４つの自由度（圧縮、前後方向（ＡＰ）並進、横方向並進及び軸のねじれ）を可能にする試験境界条件を有する。２つの自由度（矢状回転および前方回転）は制約される。装置における試料の避けられない僅かなアライメントミスのために、試験装置が半強制されることは、ファセットの衝突における非対称性に繋がる可能性がある。ファセットの非対称性は、装置の回転前調整にも拘わらず、運動学又はファセットにアーティファクトをもたらす可能性がある。しかしながら、本発明の方法は、圧縮および剪断の生理学的組み合わせをもたらす上方脊椎への一様で、制御された負荷を利用することにより主な有利点を提供する。ＩＡＲは、試験前には認識されず、動き中には移動性であるために、固定された軸力を用いる他の負荷条件は、不確かな境界条件及び不確かな結果に繋がるＩＡＲの周りの変わり易い未知のモーメントを理論的に生成する。

アルゴリズム及び計測因子は、動きの３°について±４ｍｍにＩＡＲの精度を制限した。したがって、この制限より小さいＩＡＲの動きは信頼性高く検出されることは可能でない。しかし、これ及び避けられない試料間で変わり易いことにも拘わらず、ＩＡＲ位置及びファセット力における複数の統計学的な重要な傾向が容易に観測された。

用いられた力センサ１３０の円形領域は、ファセット関節１３２の表面の大きさの約半分であった。この不適合の可能性のある結果として、ファセット接触領域が、試験中に測定領域を超えて動いた可能性がある。しかしながら、姿勢間のファセット力測定の比較的連続的な性質は、その場合と異なることを示唆していた。更に、ファセット関節包における鉛直方向の切断が、調整中にセンサを挿入するために必要であった。これは、ファセット力をマッピングするためにＦｕｊｉｆｉｌｍ社製の圧力紙を用いて、他者により報告されたようなセグメント運動学に悪影響を与えるようには考えられない。

結論として、実験結果は、ＩＡＲ位置とファセット力との間の一貫性のある関係を示している。それらの関係は、負荷の支持及び運動学の制約の両方について椎間板と後方要素との間の相互作用を強調する。動き中のＩＡＲの特定の位置及びファセットの関節の影響はファセットの関節炎の開始に関係する可能性があると考えられている。例えば、異常なＩＡＲ位置は椎間板変性症と関連性があることが示唆されるため、本データは、それらの非生理学的ＩＡＲ位置がまた、ファセット力及び後続する関節炎のリスクを増加させる可能性がある。

圧縮及び剪断中のＩＡＲ位置とファセット力との間の関係は、脊髄の動き及び完全性により適切に影響を与えるように本発明の椎間板の関節形成及び他の医療用治療装置に用いられる。

本発明の治療システム及び方法は、椎間板置換のみに対する高度に有利で、改善された結果を与えるように、椎間板置換及びファセット関節修正を組み合わせる。関節伸延（装置インプラント中）及びＩＡＲ最適化の組み合わせにより、本発明の装置治療法は、ファセット力を減少させ、それにより、医原性関節炎から関節を保護するように適合される。本データは、屈曲中に頭部側の方に、伸長中に後方に又は後端にある、及び曲げにおいて横方向にあるＩＡＲ経路を維持することにより高度に有利であり、改善された介入システムを本発明のシステムが、提供することができるという結論を支持する。そのような結果は、損傷していないＬ５／Ｓ１レベルの実験的に観測される運動学をより厳密に近似することができる。

動きは、椎間板とファセットとの間の位置依存性相互作用のために複雑であり、軸回転、横方向の曲げ又は伸長のために、ファセットは、屈曲中に比べてより束縛される（より大きい力を有する）ようになる。それ故、軸回転、横方向の曲げ及び伸長中、ＩＡＲはファセット関節の方に移動する。介入動きを容易にすることを意味するインプラントは、正常な動きパターンと対立する可能性があり、この対立が生じるとき、ファセットか又は椎間板のどちらかにおいて正常な力の生成より大きい力がもたらされる。正常な椎間の動きの規定された三次元パターンは、それ故、装置強制動きが正常なものとより厳密に適合されることができ、それ故、組織の応力（及び背中の痛みに対するリスク）が最小化されたまま維持されるように、動的安定化装置のデザインについての基盤としての役割を果たす。

正常な動きは、回転の瞬間軸を用いてパラメータ化され、その回転の瞬間軸は線であり、その線は、一の位置から他の位置に動くときに、オブジェクトがその周りを回転する、及びそれに沿って平行移動する空間である。ＩＡＲは、投げられたフットボールの起動に似ていて、そのボールは、その起動の周りを回転する及びその起動に沿って平行移動する。

本発明の脊髄インプラントに関する動的安定性は、強制された椎間の動きとして規定されることが可能であり、その強制は、不所望の非生理学的な動きを排除するように意図されている。その前提は、非生理学的動きパターンは、椎間板及びファセットにおいて高い応力を生成することにより痛みを伴うことである。動的安定化装置は、一般に、接触し、隣接する脊椎骨の動きを案内する。２つの空間は、一般に、動的安定化装置が存在することを目的としている（例えば、それらの空間は、神経要素又は血管要素のような重要な構造と相容れないことはない）。それらは、脊柱起立筋の領域において後方に、又は椎間板の空間において前方にある。後方の装置は、一般に、ペディクルスクリューにより脊椎に取り付けられる、生理学的な動的安定化（ＰＤＳ）についてここで説明する特定の実施形態は、高度に有利な後方の方法の例示であるが、例えば、下で説明する後方装置及び椎間装置のファミリにより達成されることが可能である。

後方
下で特定の実施形態として説明するように、ペディクルスクリュー又はペディクル装置により取り付けられる装置のファミリが備えられることが可能である。そのような方法に関連する計測は、共に機能し、ここで述べる椎間の動きを容易にする、結び付けられた、ヒンジで動く、変形する、又は滑るように動く部材を有することが可能である。

椎間
本発明にしたがった椎間装置のファミリは、共に機能し、ここで述べる椎間の動きを容易にする、結び付けられた、ヒンジで動く、変形する、又は滑るように動く部材を有することが可能である。空間の制約のために、その装置は、連接型形状表面（例えば、上記の‘運動学的’膝置換に特に関して類似する）を有する金属端板を有することが可能である。一実施形態にしたがったその形状表面は、脊椎が回転するにつれて、表面制約が動きの３つの面全てにおいて適切な運動力学を案内するように、一致する面の方向を有する位置依存性接触点を有する。

下で説明するように、更なる実施形態について検討されるが、ここでは具体的に図示も説明もされていず、その実施形態は、本発明の種々の特徴の広汎な意図された範囲内で検討されている。本データはＬ５／Ｓ１についてのものであり、動きパターンは他の脊髄レベルについては異なり、それ故、そのような情報から適切に応答する更なる実施形態において適応される。更なる実施形態はまた、軸回転の下でより厳密に適切な脊髄の動きに対して適切であるように修正され、適合されることができるが、その特定の運動学は、ここで説明している医療の治療法についての結果として得られた装置及び方法又は本発明のデータにしたがった動きにおいて具体的に特徴付けられることはない。更に、改善された一般に適用可能は動きパターン（ある環境においては、特定のパラメータについてよりカスタマイズ化された）が、正常な脊髄の動きの回復において患者を支援するように任意の最適な人工の環境を与えるように、更なる試料が試験されるとき、更に精緻化されることが可能である。

次の文献は、それらの援用により本明細書の説明の一部を援用するものである。
１．Ａｄａｍｓ Ｍ，Ｈｕｔｔｏｎ Ｗ（１９８０），Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｐｏｓｔｕｒｅ ｏｎ ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｔｈｅ ａｐｏｐｈｙｓａｌ ｊｏｉｎｔｓ ｉｎ ｒｅｓｉｓｔｉｎｇ ｉｎｔｅｒｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｖｅ ｆｏｒｃｅ，Ｊ Ｂｏｎｅ Ｊｏｉｎｔ Ｓｕｒｇ．６２−Ｂ（３）：３５８−３６２
２．Ａｄａｍｓ Ｍ，Ｈｕｔｔｏｎ Ｗ、Ｓｔｏｔｔ Ｊ（１９８０），Ｔｈｅ ｒｅｓｉｓｔａｎｃｅ ｔｏ ｆｌｅｘｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｌｕｍｂｅｒ ｉｎｔｅｒｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｊｏｉｎｔ，Ｓｐｉｎｅ ５：２４５−２５３
３．Ｂｅｒｔａｇｎｏｌｉ Ｒ，Ｋｕｍａｒ ｓ（２００２），Ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎｓ ｆｏｒ ｆｕｌｌ ｐｒｏｓｔｈｅｔｉｃ ｄｉｓｃ ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｙ：ａ ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ ｏｆ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｏｕｔｃｏｍｅｓ ａｇａｉｎｓｔａ ｖａｒｉｅｔｙ ｏｆ ｉｎｄｉｃａｔｉｏｎｓ，Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ １１（Ｓ２）：１３１−１３６
４．Ｂｕｔｔｅｒｍａｎｎ Ｇ，Ｋａｈｍａｎｎ Ｒ，Ｌｅｗｉｓ Ｊ，Ｂｒａｄｆｏｒｄ Ｄ（１９９１）．Ａｎ ｅｘｐａｒｉｍａｎｔａｌ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｍｅａｓｕｒｉｎｇ ｆｏｒｃｅ ｏｎ ｔｈｅ ｓｐｉｎａｌ ｆａｃｅｔ ｊｏｉｎｔ：Ｄｅｓｃｒｉｐｔｉｏｎ ａｎｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｍｅｔｈｏｄ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ Ｂｉｏｅｎｇ １１３：３７５−３８７．
５．Ｃｈｏｌｅｗｉｃｋｉ Ｊ，Ｃｒｉｓｃｏ Ｊ，Ｏｘｌａｎｄ Ｔ，Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ，Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ（１９９６）．Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｐｏｓｔｕｒｅ ａｎｄ Ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ ｏｎ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｔｉｏｎａｌ ｃｏｕｐｌｅｄ ｒｏｔａｔｉｏｎｓ ｉｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂｅｒ ｓｐｉｒｅ．Ａ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌａｎａｌｙｓｉｓ．Ｓｐｉｎｅ ２１：２４２１−２４２８．
６．Ｃｒｉｐｔｏｎ Ｐ，Ｂｒｕｅｈｌｍａｎｎ Ｓ，Ｏｒｒ Ｔ，Ｏｘｌａｎｄ Ｔ，Ｎｏｌｔｅ Ｌ（２０００）．Ｉｎ ｖｉｔｒｏ ｐｒｅｌｏａｄ ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｄｕｒｉｎｇ ｓｐｉｎｅ ｆｌｅｘｉｂｉｌｉｔｙ ｔｅｓｔｉｎｇ：ｔｏｗａｒｄｓ ｒｅｄｕｃｅｄ ａｐｐａｒａｔｕｓ−ｒｅｌａｔｅｄ ａｒｔｅｆａｃｔｓ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ ３３：１５５９−１５６８．
７．Ｄｕｎｌｏｐ Ｒ，Ａｄａｍｓ Ｍ，Ｈｕｔｔｏｎ Ｗ（１９８４）．Ｄｉｓｃ Ｓｐａｃｅ ｎａｒｒｏｗｉｎｇ ａｎｄ ｔｈｅ ｌｕｍｂａｒ ｆａｃｅｔ ｊｏｉｎｔｓ，Ｊ Ｂｏｎｅ Ｊｏｉｎｔ Ｓｕｒｇ ６６−Ｂ（５）：７０６−７１０
８．Ｄｕｖａｌ−Ｂｅａｕｐｅｒｅ Ｇ，Ｒｏｂａｉｎ Ｇ（１９８７）．Ｖｉｓｕａｌｉｚａｔｉｏｎ ｏｎ ｔｈｅ ｆｕｌｌ ｓｐｉｎｅ ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｓ ｏｆ ｔｈｅ ａｎａｔｏｍｉｃａｌ ｃｏｎｎｅｃｔｉｏｎｓ ｐｆ ｔｈｅ ｃｅｎｔｅｓ ｏｆ ｔｈｅ ｓｅｇｍｅｎｔａｌ ｂｏｄｙ ｍａｓｓ ｓｕｐｐｏｒｔｅｄ ｂｙ ｅａｃｈ ｖｅｒｔｅｂｒａ ａｎｄ ｍｅａｓｕｒｅｄ ｉｎ ｖｉｖｏ．Ｉｎｔ Ｏｒｔｈｐ １１：２６１−２６９．
９．Ｇｅｒｔｂｅｉｎ Ｓ，Ｈｏｌｔｂｙ Ｒ，Ｔｉｌｅ Ｍ，Ｋａｐａｓｏｕｒｉ Ａ，Ｃｈａｎ Ｋ，Ｃｒｕｉｃｋｓｈａｎｋ Ｂ（１９８４）．Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ａ ｌｏｃｕｓ ｏｆ ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ ｃｅｎｔｅｒｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｌｕｍｂｅｒ ｄｉｓｃ ｂｙ Ｍｏｉｒｅ Ｆｒｉｎｇｅｓ，Ａ ｎｅｗ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ．Ｓｐｉｎｅ ９（４）：４０９−４１３．
１０．Ｇｅｒｔｚｂｅｉｎ ＳＤ，Ｃｈａｎ ＫＨ，Ｔｉｌｅ Ｍ，Ｓｅｌｉｇｍａｎ Ｊ，Ｋａｐａｓｏｕｒｉ Ａ（１９８５），Ｍｏｉｒｅ ｐａｔｔｅｒｎｓ：ａｎ ａｃｃｕｒａｔｅ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ｆｏｒ ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅｌｏｃｕｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｅｎｔｒｅｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ，Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ １８（７）：５０１−５０９．
１１．Ｇｒａｎａｔａ Ｋ，Ｍａｒｒａｓ Ｗ（１９９５）．Ａｎ ＥＭＧ−ａｓｓｉｓｔｅｄ ｍｏｄｅｌ ｏｆ ｔｒｕｎｋ ｌｏａｄｉｎｇ ｄｕｒｉｎｇ ｆｒｅｅ−ｄｙｎａｍｉｃ ｌｉｆｔｉｎｇ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ ２８（１１）：１３０９−１３１７．
１２．Ｈａｈｅｒ Ｔ，Ｂｅｒｇｍａｎ Ｍ，Ｏ‘Ｂｒｉｅｎ Ｍ，Ｆｅｌｍｌｙ Ｗ，Ｃｈｏｕｅｋａ Ｊ，Ｗｅｌｉｎ Ｄ，Ｃｈｏｗ Ｇ，Ｖａｓｓｉｌｉｏｕ Ａ（１９９１）．Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｔｈｅ ｔｈｒｅｅ ｃｏｌｕｍｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｓｐｉｎｅ ｏｎ ｔｈｅ ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ ａｘｉｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｉｎ ｆｌｅｃｔｉｏｎ ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ，Ｓｐｉｎｅ １６（８Ｓ）：Ｓ３１２−Ｓ３１８．
１３．Ｋｉｎｚｅｌ Ｇ，Ｈａｌｌ Ａ，Ｈｉｌｌｂｅｒｒｙ Ｂ（１９７２）．Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｔｈｅ ｔｏｔａｌ ｍｏｔｉｏｎ ｂｅｔｗｅｅｎ ｔｗｏ ｂｏｄｙ ｓｅｇｍｅｎｔｓ−１．Ａｎａｌｙｔｉｃａｌ ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ ５：９３−１０５．
１４．Ｌａｚｅｎｎｅｃ Ｊ，Ｒａｍａｒｅ Ｓ，Ａｒａｆａｔｉ Ｎ，Ｌａｕｄｅｔ Ｃ，Ｇｏｒｉｎ Ｍ，Ｒｏｇｅｒ Ｂ，Ｈａｎｓｅｎ Ｓ，Ｓａｉｌｌａｎｔ Ｇ，Ｍａｕｒｓ Ｌ，Ｔｒａｂｌｅｓｉ Ｒ（２０００）．Ｓｅｇｉｔｔａｌ ａｌｉｇｎｍｅｎｔ ｉｎ ｌｕｍｂｏｓａｃｒａｌ ｆｕｓｉｏｎ：ｒｅｌａｔｉｏｎｓ ｂｅｔｗｅｅｎ ｒａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌ ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ａｎｄ ｐａｉｎ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ ９：４７−５５．
１５．Ｌｅｇａｙａ Ｊ．Ｄｕｖａｌ−Ｂｅａｕｐｅｒｅ Ｇ．Ｈｅｃｑｕｅｔ Ｊ，Ｍａｒｔｙ Ｃ（１９９８）．Ｐｅｌｖｉｃ ｉｎｃｉｄｅｎｃｅ：ａ ｆｕｎｄａｍｅｎｔａｌ ｐａｒａｍｅｔｅｒ ｆｏｒ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｒｅｇｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ ｓｐｉｎａｌ ｓａｇｉｔｔａｌ ｃｕｒｖｅｓ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ７：９９−１０３．
１６．Ｌｉｎｋ ＨＤ（２００２）．Ｈｉｓｔｏｒｙ，ｄｅｓｉｇｎ ａｎｄ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｓｃ ｏｆ ｔｈｅ ＬＩＮＫ ＳＢ Ｃｈａｒｉｔｅ ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ ｄｉｓｃ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ１１ Ｓｕｐｐｌ ２：Ｓ９８−Ｓ１０５．
１７．Ｌｏｒｅｎｚ Ｍ，Ｐａｔｗａｒｄｈａｎ Ａ，Ｖａｎｄｅｒｂｙ Ｒ（１９８３），Ｌｏａｄ−ｂｅａｒｉｎｇ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ ｌｕｍｂａｒ ｆａｃｅｔｓ ｉｎ ｎｏｒｍａｌ ｓｕｒｇｉｃａｌｌｙ ａｌｔｅｒｅｄ ｓｐｉｎａｌ ｓｅｇｍｅｎｔｓ．１９８２ Ｖｏｌｖｏ ａｗａｒｄ ｉｎ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ．Ｓｐｉｎｅ ８（２）：１２２−１３０．
１８．Ｍａｙｅｒ Ｈ，Ｗｉｅｃｈｅｒｔ Ｋ，Ｋｏｒｇｅ Ａ，Ｑｏｓｅ Ｉ（２００２）．Ｍｉｎｉｍａｌｌｙ ｉｎｖａｓｉｖｅ ｔｏｔａｌ ｄｉｓｃ ｒｅｐｌａｃｅｍｅｎｔ：ｓｕｒｇｉｃａｌ ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ ａｎｄ ｐｒｅｌｉｍｉｎａｒｙ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｒｅｓｕｌｔｓ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ １１（Ｓ２）：１２４−１３０．
１９．Ｍｃ Ｇｌａｓｈｅｎ Ｋ，Ｍｉｌｌｅｒ Ｊ，Ｓｃｈｕｌｔｚ Ａ，Ａｎｄｅｒｓｓｏｎ Ｇ（１９８７）．Ｌｏａｄ ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｌｕｍｂｏ−ｓａｃｒａｌ ｊｏｉｎｔ．Ｊ Ｏｒｔｈｏｐ Ｒｅｓ ５（４）：４８８−４９６．
２０．ＭｃＧｉｌｌ Ｓ，Ｎｏｒｍａｎ Ｒ（１９８７）．Ｅｆｆｅｃｔｓ ｏｆ ａｎ ａｎｏａｔｏｍｉｃａｌｌｙ ｄｅｔａｉｌｅｄ ｅｒｅｃｔｏｒ ｓｐｉｎｅ ｍｏｄｅｌ ｏｎ Ｌ４／Ｓ１ ｄｉｓｃ ｃｏｍｐｒｅｓｓｉｏｎ ａｎｄ ｓｈｅａｒ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ ２０（６）：５９１−６００．
２１．Ｎａｃｈｅｍｓｏｎ Ａ（１９６６）．Ｔｈｅ ｌｏａｄ ｏｎ ｌｕｍｂｅｒ ｄｉｓｋｓ ｉｎ ｄｉｆｆｅｒｅｎｔ ｐｏｓｉｔｉｏｎｓ ｏｆ ｔｈｅ ｂｏｄｙ．Ｃｌｉｎ Ｏｒｔｈｏｐ ４５：１０７−１２２．
２２．Ｏｇｓｔｏｎ Ｎ，Ｋｉｎｇ Ｇ，Ｇｅｒｔｚｂｅｉｎ Ｓ，Ｔｏｌｅ Ｍ，Ｋａｐａｓｏｕｒｉ Ａ，Ｒｕｂｅｎｓｔｅｉｎ Ｊ（１９８６）．Ｃｅｎｔｒｏｄｅ ｐａｔｔｅｒｎｓ ｉｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ．Ｂａｓｅｌｉｎｅ ｓｔｕｄｉｅｓ ｉｎ ｎｏｒｍａｌ ｓｕｂｊｅｃｔｓ．Ｓｐｉｎｅ １１（６）：５９１−５９５．
２３．Ｏｘｌａｎｄ Ｔ，Ｃｒｉｓｃｏ Ｊ，Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ，Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ（１９９２）．Ｔｈｅ ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｉｎｊｕｒｙ ｏｎ ｔｏａｔｉｏｎａｌ ｃｏｕｐｌｉｎｇ ａｔ ｔｈｅ Ｌｌｏｍｂｏｓａｃｒａｌ ｊｏｉｎｔ．Ａ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｉｎｖｅｓｔｉｇａｔｉｏｎ．Ｓｐｉｎｅ １７（１）：７４−８０．
２４．Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ（１９７９）．Ｃｅｎｔｅｒｓ ａｎｄ ａｎｇｌｅｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｂｏｄｙ ｊｏｉｎｔｓ：ａ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｅｒｒｏｒｓ ａｎｄ ｏｐｔｉｍｉｚａｔｉｏｎ，Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ １２：９１１−９２０．
２５．Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ，Ｏｘｌａｎｄ Ｔ，Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ，Ｃｒｉｓｃｏ Ｊ（１９９４）．Ｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ｂｅｈａｖｉｏｒ ｏｆ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｌｕｍｂａｒ ａｎｄ ｌｕｍｂｏｓａｃｒａｌ ｓｐｉｎｅ ｓｈｏｗｎ ｂｙ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｌｏａｄ−ｄｉｓｐｌａｃｅｍｅｎｔ ｃｕｒｖｅｓ．Ｊ Ｂｏｎｅ Ｊｏｉｎｔ Ｓｕｒｇ ７６−Ａ（３）：４１３−４２４．
２６．Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ， Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ，Ｏｘｌａｎｄ Ｔ， Ｃｒｉｓｃｏ Ｊ（１９８９）．Ｈｏｗ ｄｏｅｓ ｐｏｓｔｕｒｅ ａｆｆｅｃｔ ｃｏｕｐｌｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ？Ｓｐｉｎｅ １４（９）：１００２−１０１１．Ｏｒｄｅｒ．
２７．Ｐｅａｒｃｙ Ｍ，Ｂｏｇｄｕｋ Ｎ（１９８８）．Ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ ａｘｅｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ ｏｆ ｔｈｅ ｌｕｍｂｅｒ ｉｎｔｅｒｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｊｏｉｎｔｓ．Ｓｐｉｎｅ １３（９）：１０３３−１０４１．
２８．Ｐｅａｒｃｙ Ｍ，Ｐｏｒｔｅｋ Ｉ，Ｓｈｅｐｈｅｒｄ Ｊ（１９８４）．Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｘ−ｒａｙ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｎｏｅｍａｌ ｍｏｖｅｍｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂｅｒ ｓｐｉｎｅ．Ｓｐｉｎｅ ９（３）：２９４−２９７．
２９．Ｐｅａｒｃｙ ＭＪ，Ｔｉｂｒｅｗａｌ ＳＢ（１９８４）．Ａｘｉａｌ ｒｏｔａｔｉｏｎ ａｎｄ ｌａｔｅｒａｌ ｂｅｎｄｉｎｇ ｉｎ ｔｈｅ ｎｏｒｍａｌ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ ｍｅａｓｕｒｅｄ ｂｙ ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｚｉｏｎａｌ ｒａｄｉｏｇｒａｐｈｙ．Ｓｐｉｎｅ ９（６）：５８２−５８７．
３０．Ｐｏｓｎｅｒ Ｉ，Ｗｈｉｔｅ Ａ，Ｅｄｗａｒｄｓ Ｗ，Ｈａｙｅｓ Ｗ（１９８２）．Ａ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｔｈｅ ｃｌｉｎｉｃａｌ ｓｔａｂｉｌｉｔｙ ｏｆ ｔｈｅ ｌｕｍｂａｒ ａｎｄ ｌｕｍｂｏｓａｃｒａｌ ｓｐｉｎｅ．Ｓｐｉｎｅ ７（４）：３７４−３８９．
３１．Ｓａｋａｍａｋｉ Ｔ， Ｋａｔｏｈ Ｓ， Ｓｉｒｙｏ Ｋ（２００２）．Ｎｏｒｍａｌ ａｎｄ ｓｐｏｎｄｙｌｏｌｙｔｉｃ ｐｅｄｉａｔｉｃ ｓｐｉｎｅ ｍｏｖｅｍｅｎｔｓ ｗｉｔｈ ｒｅｆｅｒｅｎｃｅ ｔｏ ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ ａｘｉｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ．Ｓｐｉｎｅ ２７（２）：１４１−１４５．
３２．Ｓｃｈｅｎｄｅｌ Ｍ， Ｗｏｏｄ Ｋ，Ｂｕｔｔｅｒｍａｎｎ Ｇ，Ｌｅｗｉｓ Ｊ， Ｏｇｉｌｖｉｅ Ｊ（１９９３）．Ｅｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｏｆ ｌｉｇａｍｅｎｔ ｆｏｒｃｅ，ｆａｃｅｔ ｆｏｒｃｅ， ａｎｄ ｓｅｇｍｅｎｔ ｍｏｔｉｏｎ ｉｎ ｔｈｅ ｈｕｍａｎ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ．Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ ２６（４／５）：４２７−４３８．
３３．Ｓｃｈｌｔｚ Ａ， Ａｎｄｅｒｓｓｏｎ Ｇ， Ｏｒｔｅｎｇｒｅｎ Ｒ，Ｂｊｏｒｉｋ Ｒ，Ｎｏｒｄｉｎ Ｍ（１９８２）．Ａｎａｌｙｓｉｓ ａｎｄ ｑｕａｎｔｉｔａｔｉｖｅ ｍｙｏｅｌｅｃｔｒｉｃ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｏｆ ｌｏａｄｓ ｏｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ ｗｈｅｎ ｈｏｌｄｉｎｇ ｗｉｇｈｔｓ ｉｎ ｓｔａｎｄｉｎｇ ｐｏｓｔｕｒｅｓ．Ｓｐｉｎｅ ７（４）：３９０−３９７．
３４．Ｓｅｌｉｇｍａｎ Ｊ，Ｇｅｒｔｚｂｅｉｎ Ｓ， Ｔｉｌｅ Ｍ，Ｋａｐｐａｓｏｕｒｉ Ａ（１９８４）．Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ａｎａｌｙｓｉｓ ｏｆ ｓｐｉｎａｌ ｓｅｇｍｅｎｔ ｍｏｔｉｏｎ ｉｎ ｄｅｇｅｎｅｒａｔｉｖｅ ｄｉｓｃ ｄｉｓｅａｓｅ ｗｉｔｈ ａｎｄ ｗｉｔｈｏｕｔ ａｘｉａｌ ｌｏａｄｉｎｇ．Ｓｐｉｎｅ ９（６）：５６６−５７３．
３５．Ｓｈｉｒａｚｉ−Ａｄｌ Ａ，Ｄｒｏｕｉｎ Ｇ（１９８７）．Ｌｏａｄ−ｂｅａｒｉｎｇ ｒｏｌｅ ｏｆ ｆａｓｅｔｓ ｉｎ ａ ｌｕｍｂａｒ ｓｅｇｍｅｎｔ ｕｎｄｅｒ ｓａｇｉｔｔａｌ ｐｌａｎｅ ｌｏａｄｉｎｇｓ．Ｊ．Ｂｉｏｍｅｃｈ ２０（６）：６０１−６１３．
３６．Ｓｐｏｏｒ Ｃ，Ｖｅｌｄｐａｕｓ Ｆ（１９８０）．Ｒｉｇｉｄ ｂｏｄｙ ｍｏｔｉｏｎ ｃａｌｃｕｌａｔｅｄ ｆｒｏｍ ｓｐａｔｉａｌ ｃｏｏｄｉｎａｔｅｓ ｍａｒｋｅｒｓ，Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ １３（４）：３９１−３９３
３７．Ｓｚｐａｌｓｋｉ Ｍ，Ｇｕｎｚｂｕｒｇ Ｒ，Ｍａｙｅｒ Ｍ（２００２），Ｓｐｉｎｅ ａｒｔｈｒｏｐｌａｓｔｙ：ａ ｈｉｓｔｏｒｉｃａｌ ｒｅｖｉｅｗ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ １１ Ｓｕｐｐｌ ２：Ｓ６５−８４．
３８．Ｖａｚ Ｇ，Ｒｏｕｓｓｏｕｌｙ Ｐ，Ｂｅｒｔｈｏｎｎａｕｄ Ｅ， Ｄｉｍｎｅｔ Ｊ（２００２）Ｓａｇｉｔｔａｌ ｍｏｒｐｈｏｌｏｇｙ ａｎｄ ｅｑｕｉｌｉｂｒｉｕｍ ｏｆ ｐｅｌｖｉｓ ａｎｄ ｓｐｉｎｅ．Ｅｕｒ Ｓｐｉｎｅ Ｊ １１（１）：８１−８７．
３９．Ｗｈｉｔｅ Ａ，Ｐａｎｊａｂｉ Ｍ（１９９０）．Ｃｌｉｎｉｃａｌ ｂｉｏｍｅｃｈａｎｉｃｓ ｏｆ ｔｈｅ ｓｐｉｎｅ， ｓｅｃｏｎｄ ｅｄｉｔｉｏｎ．Ｌｉｐｐｉｎｃｏｔｔ Ｃｏｍｐａｎｙ，Ｐｈｉｌａｄｅｌｐｈｉａ．
４０．Ｗｏｌｔｒｉｎｇ Ｈ，Ｈｕｉｓｋｅｓ Ｒ，Ｄｅ Ｌａｒｇｅ Ａ（１９８５）．Ｆｉｎｉｔｅ ｃｅｎｔｒｏｉｄ ａｎｄ ｈｅｌｉｃａｌ ａｘｉｓ ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｆｒｏｍ ｎｏｉｓｙ ｌａｎｄｍａｒｋ ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ ｓｔｕｄｙ ｏｆ ｈｕｍａｎ ｊｏｉｎｔ ｋｉｎｅｍａｔｉｃｓ，Ｊ Ｂｉｏｍｅｃｈ １８（５）：３７９−３８９．
４１．Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ，Ｐａｎｊａｂｉ ＭＭ，Ｃｒｉｓｃｏ Ｔ，Ｏｘｌａｎｄ Ｔ（１９８９）．Ｔｈｒｅｅ−ｄｉｍｅｎｓｉｏｎａｌ ｍｏｖｅｍｅｎｔｓ ｏｆ ｔｈｅ ｗｈｏｌｅ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ ａｎｄ ｌｕｍｂｐｓａｃｒａｌ ｊｏｉｎｔ．Ｓｐｉｎｅ １４（１１）：１２５６−１２６０．
４２．Ｙａｍａｍｏｔｏ Ｉ，Ｐａｎｊａｂｉ ＭＭ，Ｏｘｌａｎｄ ＴＲ，Ｃｒｉｓｃｏ Ｔ．（１９９０）．Ｔｈｅ ｒｏｌｅ ｏｆ ｔｈｅ ｉｌｉｏｌｕｍｂａｒ ｌｉｇａｍｅｎｔ ｉｎ ｔｈｅ ｌｕｍｂｐｓａｃｒａｌ ｊｕｎｃｔｉｏｎ．Ｓｐｉｎｅ １５（１１）：１１３８−１１４１．
４３．Ｙｏｓｈｉｏｋａ Ｔ， Ｔｓｕｊｉ Ｈ，Ｈｉｒｏｎｏ Ｎ，Ｓａｉｎｏｈ Ｓ（１９９０）．Ｍｏｔｉｏｎ ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｓｔｉｃｓ ｏｆ ｔｈｅ ｎｏｒｍａｌ ｌｕｍｂａｒ ｓｐｉｎｅ ｉｎ ｙｏｕｎｇ ａｄｕｌｔｓ：ｉｎｓｔａｎｔａｎｅｏｕｓ ａｘｉｓ ｏｆ ｒｏｔａｔｉｏｎ ａｎｄ ｖｅｒｔｅｂｒａｌ ｃｅｎｔｅｒ ｍｏｔｉｏｎ ａｎａｌｙｓｅｓ．Ｊ Ｓｐｉｎａｌ Ｄｉｓｏｒｄ ３（２）：１０３−１１３．
次の米国の特許文献は、それらの援用により本明細書の説明の一部を援用するものである。
米国特許第４，９３２，９７５号明細書、４，９５６，５９９（以下番号を列挙する）；５，１２９，８９９；５，２４２，４４３；５，４７４，５５１；５，４８０，４４０；
５，４８６，１７６；５，４９９，９８３；５，５４５，２２８；５，５５８，６７４；
５，５８４，８８７；５，６２０，４４３；５，６４３，２６０；５，６４３，２６５；
５，８２７，３２８；５，８８５，２９９；５，８９１，０６０；５，９２８，２４３；
５，９３５，１３３；５，９５４，６７４；５，９６４，７６９；５，９８９，２５０；
５，９８９，２５１；６，０３０，３８９；６，０５３，９２１；６，０６６，１４０；
６，０８０，１９３；６，０８３，２２４；６，１３２，４３０；６，２０６，８８２；
６，２２４，６３１；６，２５４，６０３；６，２８７，３４３；６，３０２，８８２；
６，３６８，３２１；６，３９１，０３０；６，３９１，０５８；６，４１３，２５７；
６，４１６，５１５；６，４５４，７６９；６，４７１，７０４；６，４９１，７０２；
６，５３３，７６８；６，５６２，０４０；６，５７６，０１６；６，５９５，９９２；
６，６０２，２５４；６，６１３，０５０；６，６４１，６１４；６，６７９，８８３；
６，６８２，５３３；６，６９２，５０３；６，７０１，１７４；６，７１１，４３２；
６，７１６，２１４；６，７２５，０８０；６，７７０，０７５；６，７８３，５２７；
６，８８７，２４１；６，９２６，７１８；６，９３２，８２０；６，９３６，０５０；
６，６３６，０５１；６，９４７，７８６。

次の米国の特許文献は、それらの援用により本明細書の説明の一部を代替するものである。
米国特許出願公開第２００１／００１００００号明細書；２００２／００５２６０３（以下番号のみを列挙する）；２００２／００７２７５３；２００２／０１９３７９５；２００３／００８３６５８；２００３／０１３０６６１；２００４／０１８６４７５；２００４／０２２０６７２；２００５／００３３２９８；２００５／０１１３９２４；２００５／０１１３９２７；２００５／０１４３７３７；２００５／０１４３８２３；２００５／０１７１５４３；２００５／０１７７１５６；２００５／０１７７１５７；２００５／０１７７１６４；２００５／０１７７１６６；２００５／０１８２４００；２００５／０１８２４０１；２００５／０１８２４０９。

次のＰＣＴ国際公開特許は、それらの援用により本明細書の説明の一部を代替するものである。
国際公開第９９／６５４１４号パンフレット；００／１９９２３（以下番号のみを列挙する）；００／５７８０１；０１／５２７５８；０２／１１６５０；０３／０３７１６９；０５／０１３８５２；０５／０５３５７２；０５／０６２９０２；０５／０６５３７４；０５／０６５３７５；０５／０８４５６７；０５／０８７１２１。

上の説明は多くの詳細を含み、それらの詳細は、本発明の好適な実施形態の一部の例示を単に提供するものであり、本発明の範囲を制限するように意図されていない。それ故、本発明の範囲は、当業者に明らかになる他の実施形態を完全に網羅し、本発明の範囲は、同時提出の特許請求の範囲における範囲のみにより限定されるようになっていて、それらの特許請求の範囲における単数表現の要素は、明示的に述べている場合を除いて、“１つ及び１つのみ”を意味するのではなく、“１つ又はそれ以上”を意味するものである。当業者にとって既知である上記の好適な上記の好適な実施形態の要素に対する全ての構造的に、化学的に及び機能的に同等なものは、本発明の請求項に網羅されるように意図されている。更に、方法又は装置が本発明により解決されるように意図されている各々の及び全ての課題に対して対処する必要はない。更に、本発明の要素、構成要素又は方法の段階は、それらが請求項において明示的に記載されているかどうかに拘わらず、公に捧げるように意図されていない。

屈曲／伸長の５つのセクタについての回転の瞬間軸の方向をグラフィカルに示す図である。 横方向曲げの５つのセクタについての回転の瞬間軸の方向をグラフィカルに示す図である。 矢状面と図１Ａ及び１Ｂに示す軸の交差部分がＬ５／Ｓ１脊髄関節において重なっていることを示す図である。 前方面と図１Ａ及び１Ｂに示す軸の交差部分がＬ５／Ｓ１脊髄関節において重なっていることを示す図である。 Ｌ５／Ｓ１脊髄関節において重ねられたＬ５／Ｓ１空隙についての正常な屈曲／伸長動きを生成する４つのバー状連結の例を示す図である。 図３において重ねられた側面図における後方動的安定化結合計測の模式図である。 生理学的屈曲／伸長の動きによりＬ５を案内する能力を示す、図４に示している後方動的安定化アセンブリの３つの位置の模式図である。 生理学的屈曲／伸長の動きによりＬ５を案内する能力を示す、図４に示している後方動的安定化アセンブリの３つの位置の模式図である。 生理学的屈曲／伸長の動きによりＬ５を案内する能力を示す、図４に示している後方動的安定化アセンブリの３つの位置の模式図である。 Ｌ５／Ｓ１関節及びそれぞれの座標系を示す図である。 立った位置における４０°の仙骨の傾斜及び８５０Ｎの負荷を示す、Ｌ５／Ｓ１の模式図である。 調べているＬ５／Ｓ１運動学についての屈曲、伸長及び曲げにおける制約されたＬ５の姿勢をシミュレートするように楔を用いている試験装置を示している。 ＩＡＲがファセットレベルより上にあるとき、ファセットが屈曲して開く、Ｌ５／Ｓ１ファセットの模式的断面図である。 ＩＡＲがファセットレベルより下にあるとき、ファセットが屈曲して開く、Ｌ５／Ｓ１ファセットの模式的断面図である。 屈曲に対して各々の３°の回転について、ファセット力（Ｎ）に対してプロットされたＳ１単板２６（ｚ_ｉ（ｍｍ））までのＩＡＲ１３６の距離についてのグラフである。

Claims (48)

1. 隣接する脊椎を安定化させる方法であって：
   第１脊椎において第１アンカーを備える段階；
   第２脊椎において第２アンカーを備える段階であって、前記第２脊椎は前記第１脊椎に隣接する、段階；及び
   前記第１脊椎及び前記第２脊椎に連接型結合を結合させる段階；
   を有する方法であり、
   前記連接型結合は、前記第１脊椎と前記第２脊椎との間の動きの１つ又はそれ以上の成分を有し、前記第１脊椎が前記第１脊椎と関連するＩＡＲの経路に実質的に沿って動くようにする；
   方法。
2. 請求項１に記載の方法であって、前記結合は、前記第１脊椎と前記第２脊椎との間の非生理学的動きを有する、方法。
3. 請求項１に記載の方法であって、前記第１脊椎のＩＡＲは軸を有し、前記第１脊椎は前記軸の周りを回転し、前記第１脊椎が一の位置から他の一に動くとき、前記軸に沿って進む、方法。
4. 請求項１に記載の方法であって、前記の連接型結合を結合させる段階は：
   前記第１アンカーに第１メンバーを取り付ける段階；
   前記第２アンカーに第２メンバーを取り付ける段階；及び
   １つ又はそれ以上のそれぞれのピボット点について１つ又はそれ以上のヒンジを確立する段階；
   を有する方法であり、
   前記１つ又はそれ以上のヒンジは前記第２部材に前記第１部材を結合し；
   前記１つ又はそれ以上のピボットの点は前記第１脊椎の前記ＩＡＲと相互に関連する；
   方法。
5. 請求項４に記載の方法であって、前記第１部材は、前記第１部材において第１ピボット点及び前記第２メンバーにおける第２ピボット点を有する第１連接型連結と、第２連接型結合は、前記第１部材における第３ピボット点及び前記第２部材における第４ピボット点を有する第２連接型連結と、を介して前記第２部材に結合している、方法。
6. 請求項４に記載の方法であって：
   前記第１部材及び第１アンカーは、前記第１脊椎に沿って同時に動くように、互いに対して固く固定されていて；そして
   前記第２部材及び第２アンカーは、前記第２脊椎に沿って同時に動くように、互いに対して固く固定されている；
   方法。
7. 請求項１に記載の方法であって、前記の第１アンカーを備える段階は、前記第１脊椎のペディクルにおいてペディクルスクリューを備える段階を有する、方法。
8. 請求項１に記載の方法であって、前記結合は前記脊椎の後方領域において備えられている、方法。
9. 請求項１に記載の方法であって：
   前記第１脊椎はＬ５脊椎を有し；
   前記第２脊椎はＳ１脊椎を有する；
   方法。
10. 請求項９に記載の方法であって：
    前記連接型結合は、前記Ｌ５脊椎が前記Ｓ１脊椎に対して回転する及び平行移動するようにする；
    方法。
11. 請求項１０に記載の方法であって：
    前記Ｌ５脊椎の前記回転及び平行移動連接型結合は、前記Ｌ５脊椎の前記ＩＡＲの経路を追跡する；
    方法。
12. 請求項９に記載の方法であって：
    前記Ｌ５のＩＡＲの中央矢状面との交差部分は、屈曲中にはＳ１端板に対して頭側に、伸長中には後方に動く；
    方法。
13. 請求項９に記載の方法であって：
    前記連接型連結は、屈曲中には実質的に前方に、伸長中には実質的に後方に、前記Ｌ５脊椎が回転するようにする；
    方法。
14. 隣接する脊椎を安定化させる装置であって：
    第１脊椎において備えられるようになっている第１アンカー；
    第２脊椎において備えられるようになっている第２アンカーであって、前記第２脊椎は前記第１脊椎に隣接する、第２アンカー；及び
    前記第１アンカー及び前記第２第２アンカーに結合される連接型結合；
    を有する装置であり、
    前記連接型結合は、前記第１脊椎と前記第２脊椎との間の動きの１つ又はそれ以上の成分を有し、前記第１脊椎が前記第１脊椎と関連するＩＡＲの経路に実質的に沿って動くようにする；
    装置。
15. 請求項１４に記載の装置であって、前記結合は、前記第１脊椎と前記第２脊椎との間の非生理学的動きを制約する、装置。
16. 請求項１４に記載の装置であって、前記第１脊椎のＩＡＲは軸を有し、前記第１脊椎は前記軸の周りを回転し、前記第１脊椎が一の位置から他の一に動くとき、前記軸に沿って進む、装置。
17. 請求項１４に記載の装置であって、前記連接型結合は：
    前記第１アンカーに取り付けられるようになっている第１メンバー；
    前記第２アンカーに取り付けられるようになっている第２メンバー；及び
    １つ又はそれ以上のそれぞれのピボット点について中心決めされた１つ又はそれ以上のヒンジ；
    を有する装置であり、
    前記１つ又はそれ以上のヒンジは前記第２部材に前記第１部材を結合し；
    前記１つ又はそれ以上のピボットの点は前記第１脊椎の前記ＩＡＲと相互に関連する；
    装置。
18. 請求項１７に記載の装置であって、前記第１部材は、前記第１部材において第１ピボット点及び前記第２メンバーにおける第２ピボット点を有する第１連接型連結と、第２連接型結合は、前記第１部材における第３ピボット点及び前記第２部材における第４ピボット点を有する第２連接型連結と、を介して前記第２部材に結合している、装置。
19. 請求項１７に記載の装置であって：
    前記第１部材及び第１アンカーは、前記第１脊椎に沿って同時に動くように、互いに対して固く固定されていて；そして
    前記第２部材及び第２アンカーは、前記第２脊椎に沿って同時に動くように、互いに対して固く固定されている；
    装置。
20. 請求項１４に記載の装置であって：
    前記第１アンカーは、前記第１脊椎のペディクルにおいて備えられるようになっている第１ペディクルスクリューを有し；そして
    前記第２アンカーは、前記第２脊椎のペディクルにおいて備えられるようになっている第２ペディクルスクリューを有する；
    装置。
21. 請求項１４に記載の装置であって、前記連接型結合は、前記脊椎の後方領域において備えられるようになっている、装置。
    であって、前記結合は前記脊椎の後方領域において備えられている、装置。
22. 請求項１４に記載の装置であって：
    前記第１脊椎はＬ５脊椎を有し；
    前記第２脊椎はＳ１脊椎を有する；
    装置。
23. 請求項２２に記載の装置であって：
    前記連接型結合は、前記Ｌ５脊椎が前記Ｓ１脊椎に対して回転する及び平行移動するようにする；
    装置。
24. 請求項２３に記載の装置であって：
    前記Ｌ５脊椎の前記回転及び平行移動は、前記Ｌ５脊椎の前記ＩＡＲの経路を追跡する；
    装置。
25. 請求項２２に記載の装置であって：
    前記Ｌ５のＩＡＲの中央矢状面との交差部分は、屈曲中にはＳ１端板に対して頭側に、伸長中には後方に動く；
    装置。
26. 請求項２２に記載の装置であって：
    前記連接型連結は、屈曲中には実質的に前方に、伸長中には実質的に後方に、前記Ｌ５脊椎が回転するようにする；
    装置。
27. 隣接する脊椎を動的に安定化させる装置であって：
    下方脊椎において備えられるようになっている上方アンカー；
    下方脊椎に備えられるようになっている下方アンカーであって、前記上方脊椎は前記下方脊椎に隣接する、下方アンカー；及び
    前記上方脊椎と前記下方脊椎との間の動きの１つ又はそれ以上の成分が制約され、前記上方脊椎が前記下方脊椎と関連するＩＡＲの経路に実質的に沿って動くように、前記上方アンカーを前記下方アンカーと回転可能であるように連結する手段；
    装置。
28. 請求項２７に記載の装置であって、前記結合手段は、前記第１脊椎と前記第２脊椎との間の非生理学的動きを制約する、装置。
29. 請求項２７に記載の装置であって、前記結合手段は、前記第１脊椎の前記ＩＡＲに対して相互に関係する１つ又はそれ以上のピボットの点について連接する、装置。
30. 請求項２７に記載の装置であって：
    前記上方アンカーは、前記上方アンカーのペディクルにおいて備えられるようになっている上方ペディクルスクリューを有し；そして
    前記下方アンカーは、前記下方アンカーのペディクルにおいて備えられるようになっている下方ペディクルスクリューを有する；
    装置。
31. 請求項３０に記載の装置であって：
    前記上方脊椎は前記Ｌ５脊椎を有し；
    前記下方脊椎は前記Ｓ１脊椎を有する；
    装置。
32. 請求項３１に記載の装置であって：
    前記結合手段は、前記Ｌ５脊椎が前記Ｓ１脊椎に対して回転する及び平行移動するようにする；
    装置。
33. 請求項３２に記載の装置であって：
    前記Ｌ５脊椎の前記回転及び平行移動は、前記Ｌ５脊椎の前記ＩＡＲの経路を追跡する；
    装置。
34. 請求項３２に記載の装置であって：
    前記Ｌ５のＩＡＲの中央矢状面との交差部分は、屈曲中にはＳ１端板に対して頭側に、伸長中には後方に動く；
    装置。
35. 請求項３２に記載の装置であって：
    前記連接型連結は、屈曲中には実質的に前方に、伸長中には実質的に後方に、前記Ｌ５脊椎が回転するようにする；
    装置。
36. 第１及び第２隣接脊椎を安定化させる装置であって：
    前記第１及び第２隣接脊椎に対してインプラントするようになっている動的安定化アセンブリ；
    を有する装置であり、
    前記第１の隣接する脊椎は、前記第１及び第２脊椎に関連する少なくとも１つのＩＡＲを有する脊椎骨を有し；そして
    前記動的安定化アセンブリは、前記脊椎骨の少なくとも一部が、前記脊椎骨関節と関連する動きの第１範囲に対応する第１ＩＡＲの周りを実質的に回転するようになっている；
    装置。
37. 請求項３６に記載の装置であって：
    前記動的安定化アセンブリは更に、前記脊椎骨の少なくとも一部が、前記脊椎骨関節と関連する動きの第２範囲に対応する第２ＩＡＲの周りを実質的に回転するようになっている；
    装置。
38. 請求項３７に記載の装置であって、前記第１ＩＡＲ及び前記第２ＩＡＲは、前記脊椎骨関節と関連する椎間板に対して異なる位置を有する、装置。
39. 請求項３８に記載の装置であって、前記第２ＩＡＲに対する前記第１ＩＡＲの位置は、前記動きの第１範囲の間に前記椎間板において実質的に横方向に移動する、装置。
40. 請求項３９に記載の装置であって、前記第２ＩＡＲに対する前記第１ＩＡＲの前記位置は、前記動きの第２範囲の間に前記第１及び第２脊椎の脊髄軸にとって実質的に鉛直方向に移動する、装置。
41. 請求項３６に記載の装置であって、前記動的安定化アセンブリは、前記第１及び第２脊椎に結合された複数の部材を有する、装置であり：
    前記複数の部材は、前記脊椎骨関節の動きを制約し、前記脊椎骨関節の少なくとも一部が前記ＩＡＲにしたがって動くようにする；
    装置。
42. 請求項４１に記載の装置であって、前記複数の部材は４つのバー状結合を有する、装置。
43. 請求項４２に記載の装置であって、前記結合は、前記ＩＡＲと関連する複数のピボットの点を有する、装置。
44. 第１及び第２隣接脊椎を安定化させる方法であって：
    前記第１及び第２隣接脊椎に対して動的安定化アセンブリをインプラントする段階；
    を有する方法であり、
    前記第１の隣接する脊椎は、前記第１及び第２脊椎に関連する少なくとも１つのＩＡＲを有する脊椎骨を有し；そして
    前記脊椎骨関節の動きが制約され、前記動的安定化アセンブリは、前記脊椎骨の少なくとも一部が、前記脊椎骨関節と関連する動きの第１範囲に対応する第１ＩＡＲの周りを実質的に回転するようになっている；
    方法。
45. 請求項４４に記載の方法であって：
    前記動的安定化アセンブリは更に、前記脊椎骨の少なくとも一部が、前記脊椎骨関節と関連する動きの第２範囲に対応する第２ＩＡＲの周りを実質的に回転するようになっている；
    方法。
46. 請求項４５に記載の方法であって、前記第１ＩＡＲ及び前記第２ＩＡＲは、前記脊椎骨関節と関連する椎間板に対して異なる位置を有する、方法。
47. 請求項４６に記載の方法であって、前記第２ＩＡＲに対する前記第１ＩＡＲの位置は、前記動きの第１範囲の間に前記椎間板において実質的に横方向に移動する、方法。
48. 請求項４６に記載の方法であって、前記第２ＩＡＲに対する前記第１ＩＡＲの前記位置は、前記動きの第２範囲の間に前記第１及び第２脊椎の脊髄軸に沿って実質的に鉛直方向に移動する、方法。

Images