JP2960078B2 - 人工関節 - Google Patents
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- A61F2250/00—Special features of prostheses classified in groups A61F2/00 - A61F2/26 or A61F2/82 or A61F9/00 or A61F11/00 or subgroups thereof
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Description
【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、大腿骨臀部義肢に関し、特に、応力を調節
して植設される大腿骨に負荷を適度に分担させる大腿骨
コンポーネントに関する。
して植設される大腿骨に負荷を適度に分担させる大腿骨
コンポーネントに関する。
背景技術 骨組織はそこに加えられる応力に直接関係して変形す
るというウォルフの法則（Wolf's Law）の教訓に基づく
と、THR関節（total hip replacement:全臀部置換関
節）の手術後の骨の変形を抑えて適当なレベルで骨へ応
力を与えることが望ましい。この臀部置換において、通
常、近位大腿骨にはある程度の変形が伴う。力学的剛性
によると典型的金属植設体はいくぶん近位の骨を応力に
ついて保護する。大直径の植設体を適切に嵌合させる必
要のある比較的大きい骨髄導管を有する患者において
は、応力保護は特に問題が多い。極端な場合、近位大腿
骨はその当初質量の小部分を再吸収して、植設体の保持
部の損失又は植設体破壊を引き起すことになりかねな
い。不幸なことに、植設体の曲げ剛性は特に２〜４乗の
割合で指数関数的に増加し、植設体の寸法にて直線的増
加関係を有する植設体の幾何形状に左右される。
るというウォルフの法則（Wolf's Law）の教訓に基づく
と、THR関節（total hip replacement:全臀部置換関
節）の手術後の骨の変形を抑えて適当なレベルで骨へ応
力を与えることが望ましい。この臀部置換において、通
常、近位大腿骨にはある程度の変形が伴う。力学的剛性
によると典型的金属植設体はいくぶん近位の骨を応力に
ついて保護する。大直径の植設体を適切に嵌合させる必
要のある比較的大きい骨髄導管を有する患者において
は、応力保護は特に問題が多い。極端な場合、近位大腿
骨はその当初質量の小部分を再吸収して、植設体の保持
部の損失又は植設体破壊を引き起すことになりかねな
い。不幸なことに、植設体の曲げ剛性は特に２〜４乗の
割合で指数関数的に増加し、植設体の寸法にて直線的増
加関係を有する植設体の幾何形状に左右される。
更に悪いことには、植設体の大きさ及び骨髄導管の直
径の間にはほとんど相関がないという事実もある。すな
わち、小柄な比較的軽い人体は大直径の骨髄導管を大腿
骨に有していることもあるし、大柄の人体において大腿
骨に小直径の導管を有していることもある。したがっ
て、植設体としては特に大直径でその質量に関して大変
少ない剛性を有したものが望まれる。
径の間にはほとんど相関がないという事実もある。すな
わち、小柄な比較的軽い人体は大直径の骨髄導管を大腿
骨に有していることもあるし、大柄の人体において大腿
骨に小直径の導管を有していることもある。したがっ
て、植設体としては特に大直径でその質量に関して大変
少ない剛性を有したものが望まれる。
このことを達成するにはいつくかの方法がある。例え
ば、本来的に剛性の低い材料、すなわち、屈曲係数がよ
り低いと考えられるものを利用する方法がある。これに
は、より堅いと考えられるコバルト−クロム合金の代り
に、チタン合金又はカーボン繊維強化ポリマー複合体が
用いられる。植設体はその中を中空にしても良い。この
方法は限界的に有効ではあるが、中央に置かれる材料の
寄与がほとんどなくなる。例えば、もし16mm直径の丸幹
体の植設体が壁厚2mmを残して中空とされるとすると、
質量の減少量は56％で曲げ剛性の現象が32％しかないこ
とになる。興味深いことに16mmの直径の幹体は10mm直径
の幹体より剛性において6.5倍の堅さを有する。モーシ
ャ及びディック（Morscher and Dick）は、９年間の臨
床実験で、いわゆる等弾性（isoelastic）の棒状義肢に
ついて報告した。この等弾性棒状義肢は骨盤から大腿骨
の頭部及び首部を通して大腿骨中へ力を伝達するために
ポリアセタール樹脂を用いて製造されており、これは、
彼らの「プラスチック材から製造された等弾性臀部内部
義肢のセメントを用いない固定（Cementless Fixation
of Isoelastic Hip Endoprostheses）」（Chinical Ort
hpaedics,June,1983,Volume 176,pages 77〜87）に開示
されている。彼らは「植設体の適当な固定は主にその設
計と材料に左右される。人工関節の挿入は骨構造の変形
を誘導する。もし適当になされないならば、植設体は遅
かれ早かれ破損するであろう。植設体の弾性及び連続的
変形は材料の弾性係数及び義肢の設計に左右される。異
質材料の物理特性を骨組織のそれに合わせると同様に大
腿骨へ義肢を合わせるように設計することによって、全
システムは自然の大腿骨と同一の弾性を有するようにな
る。さらに弾性臀部内部義肢は、また歩行中における踵
衝撃−つま先地面離間の行程においてショックアブソー
バとして作用する。」と述べている。
ば、本来的に剛性の低い材料、すなわち、屈曲係数がよ
り低いと考えられるものを利用する方法がある。これに
は、より堅いと考えられるコバルト−クロム合金の代り
に、チタン合金又はカーボン繊維強化ポリマー複合体が
用いられる。植設体はその中を中空にしても良い。この
方法は限界的に有効ではあるが、中央に置かれる材料の
寄与がほとんどなくなる。例えば、もし16mm直径の丸幹
体の植設体が壁厚2mmを残して中空とされるとすると、
質量の減少量は56％で曲げ剛性の現象が32％しかないこ
とになる。興味深いことに16mmの直径の幹体は10mm直径
の幹体より剛性において6.5倍の堅さを有する。モーシ
ャ及びディック（Morscher and Dick）は、９年間の臨
床実験で、いわゆる等弾性（isoelastic）の棒状義肢に
ついて報告した。この等弾性棒状義肢は骨盤から大腿骨
の頭部及び首部を通して大腿骨中へ力を伝達するために
ポリアセタール樹脂を用いて製造されており、これは、
彼らの「プラスチック材から製造された等弾性臀部内部
義肢のセメントを用いない固定（Cementless Fixation
of Isoelastic Hip Endoprostheses）」（Chinical Ort
hpaedics,June,1983,Volume 176,pages 77〜87）に開示
されている。彼らは「植設体の適当な固定は主にその設
計と材料に左右される。人工関節の挿入は骨構造の変形
を誘導する。もし適当になされないならば、植設体は遅
かれ早かれ破損するであろう。植設体の弾性及び連続的
変形は材料の弾性係数及び義肢の設計に左右される。異
質材料の物理特性を骨組織のそれに合わせると同様に大
腿骨へ義肢を合わせるように設計することによって、全
システムは自然の大腿骨と同一の弾性を有するようにな
る。さらに弾性臀部内部義肢は、また歩行中における踵
衝撃−つま先地面離間の行程においてショックアブソー
バとして作用する。」と述べている。
彼らは説明を進めて、この基本概念は、ロバートマー
シーズ（Robert Marthys）によって製造され1973年に植
設された等弾性臀部内部義肢にあるとしている。この例
によると、この義肢は、良好な組織の包容力で高く応力
が加えられたコンポーネントのために、骨組織の弾性係
数に近い係数、良好な耐久性、及び強靭性を有するポリ
アセタール樹脂から形成されている。その首部分におけ
る必要な構造強度を達成するために、コンポーネント
は、幹体の弾性を増加するために先端に向けてテーパが
施された金属コアによって補強されている。これによっ
て、義肢の幹体が骨の変形に追従可能となる。設計につ
いての言及においては、著者らは、「等弾性は骨の物理
特性に植設体のそれが適度に近似していることをも意味
する。理想的な等弾性は、決して得ることはできない。
なぜならば、骨は等方性特性を示す関節形成のために用
いられる異方性、異形質性材料であるからである。さら
に生育中の骨の場合のように臀部上に作用する力に対し
て構造上適合性がない。さらに、人体の骨の個々の形質
及び強度の変形例は決して人工関節では模倣できない。
しかし、さらなるプラスチック材料は日々使用される剛
直材料の不利を避けるであろう。」としている。
シーズ（Robert Marthys）によって製造され1973年に植
設された等弾性臀部内部義肢にあるとしている。この例
によると、この義肢は、良好な組織の包容力で高く応力
が加えられたコンポーネントのために、骨組織の弾性係
数に近い係数、良好な耐久性、及び強靭性を有するポリ
アセタール樹脂から形成されている。その首部分におけ
る必要な構造強度を達成するために、コンポーネント
は、幹体の弾性を増加するために先端に向けてテーパが
施された金属コアによって補強されている。これによっ
て、義肢の幹体が骨の変形に追従可能となる。設計につ
いての言及においては、著者らは、「等弾性は骨の物理
特性に植設体のそれが適度に近似していることをも意味
する。理想的な等弾性は、決して得ることはできない。
なぜならば、骨は等方性特性を示す関節形成のために用
いられる異方性、異形質性材料であるからである。さら
に生育中の骨の場合のように臀部上に作用する力に対し
て構造上適合性がない。さらに、人体の骨の個々の形質
及び強度の変形例は決して人工関節では模倣できない。
しかし、さらなるプラスチック材料は日々使用される剛
直材料の不利を避けるであろう。」としている。
トーナー（Tornier）による米国特許第4,287,617号明
細書は、モーシャ及びディックによって述べられた弾性
の測定を提供する大腿骨幹体の臀部義肢を開示してい
る。ターナーの幹体の横断面は、大きなスロットを残す
ように直角に切り離された小側面の１つがほぼ矩形管の
形状をなしている。このように得られＧ字形は、挿入に
より該ピンを骨髄導管に位置決めすることを容易にする
優れた横方向の弾性を存在させることになる。他に優れ
た点としては、該ピンはと固体による設計ほど重くなら
ないことであり、また導管は骨の生長を支援する。
細書は、モーシャ及びディックによって述べられた弾性
の測定を提供する大腿骨幹体の臀部義肢を開示してい
る。ターナーの幹体の横断面は、大きなスロットを残す
ように直角に切り離された小側面の１つがほぼ矩形管の
形状をなしている。このように得られＧ字形は、挿入に
より該ピンを骨髄導管に位置決めすることを容易にする
優れた横方向の弾性を存在させることになる。他に優れ
た点としては、該ピンはと固体による設計ほど重くなら
ないことであり、また導管は骨の生長を支援する。
他の方法としては、トッド，エス，スミス（Todd S.S
mith）による「制御された剛性を有する大腿骨臀部植設
体」と称する米国特許出願第151,627号明細書に開示さ
れている。この構成においては、植設体の長手方向の中
間側面はギザギザが付されており、溝形状幹体断面を形
成している。削除される材料の量は植設体の剛性を減少
させることになり、一方、外部の幾何形状は、植設体の
中央側面上の開放溝を除いて、実質的には変化を残すこ
とはない。結果として得られた長手溝は、幹体が植設さ
れた状態の時に、冠状平面（coronal plane）に全体が
位置される。該溝の深さは大腿骨の近位及び遠位端部間
にて変化自在であるので、右の長さ方向に沿った所定位
置において慣性重力モーメントに影響し、それによって
適当な幹体の可撓性を得ることができる。すなわち、幹
体は、その長さに沿って特定の位置において、大腿骨の
可撓性にはぼ相関関係があるのである。
mith）による「制御された剛性を有する大腿骨臀部植設
体」と称する米国特許出願第151,627号明細書に開示さ
れている。この構成においては、植設体の長手方向の中
間側面はギザギザが付されており、溝形状幹体断面を形
成している。削除される材料の量は植設体の剛性を減少
させることになり、一方、外部の幾何形状は、植設体の
中央側面上の開放溝を除いて、実質的には変化を残すこ
とはない。結果として得られた長手溝は、幹体が植設さ
れた状態の時に、冠状平面（coronal plane）に全体が
位置される。該溝の深さは大腿骨の近位及び遠位端部間
にて変化自在であるので、右の長さ方向に沿った所定位
置において慣性重力モーメントに影響し、それによって
適当な幹体の可撓性を得ることができる。すなわち、幹
体は、その長さに沿って特定の位置において、大腿骨の
可撓性にはぼ相関関係があるのである。
発明の概要 そこで、本発明は以上の方法以外のものを提供しよう
とするものである。短くいえば、植設体の長さの中央幹
部は、加工されかつ外寸法は減少されてより小さな断面
を有するようになされている。この取り除かれた材料の
量は植設体の剛性を減少させることになる。
とするものである。短くいえば、植設体の長さの中央幹
部は、加工されかつ外寸法は減少されてより小さな断面
を有するようになされている。この取り除かれた材料の
量は植設体の剛性を減少させることになる。
植設体幹体の慣性モーメントが減少する故に、それの
可撓性が向上する。また、実験により、その減少断面の
大きさによって植設体の負荷が加わった時に高い幹体の
応力を得ることが明らかになった。従って、注意深い均
衡（careful balance）は幹体から除かれた材料の量と
特定サイズの植設体によって期待される所望の応力水準
との間において達成されるのである。
可撓性が向上する。また、実験により、その減少断面の
大きさによって植設体の負荷が加わった時に高い幹体の
応力を得ることが明らかになった。従って、注意深い均
衡（careful balance）は幹体から除かれた材料の量と
特定サイズの植設体によって期待される所望の応力水準
との間において達成されるのである。
植設の中央幹領域の周囲から除かれた材料は均一的に
又は選択的であってもよい。植設体の減少断面をなす材
料の量は、大腿骨植設体の近位及び遠位端の間において
変化自在であってもよく、これは幹体の長さ方向に沿っ
たいずれの位置においても慣性重性モーメントに影響
し、適当な幹体の可撓性を達成する。すなわち、幹体は
その長さに沿って特定の位置において形成されており、
大腿骨自体の可撓性にほぼ相関するようになる。
又は選択的であってもよい。植設体の減少断面をなす材
料の量は、大腿骨植設体の近位及び遠位端の間において
変化自在であってもよく、これは幹体の長さ方向に沿っ
たいずれの位置においても慣性重性モーメントに影響
し、適当な幹体の可撓性を達成する。すなわち、幹体は
その長さに沿って特定の位置において形成されており、
大腿骨自体の可撓性にほぼ相関するようになる。
しかしながら、中間幹部が形成されたとき、得られた
幹体の寸法は、幹体の断面形状が略円形とすると、25％
以下に減少させないことが望ましい。その理由は、幹体
は植設体が大腿骨へ挿入されるに必要な衝撃力により変
形するおそれがあるからである。実際、この潜在的困難
性を除外するためには最終断面積領域は植設体の比較で
きる全大きさの輪郭の寸法の25％以上少なくさせないこ
とが好ましいのである。
幹体の寸法は、幹体の断面形状が略円形とすると、25％
以下に減少させないことが望ましい。その理由は、幹体
は植設体が大腿骨へ挿入されるに必要な衝撃力により変
形するおそれがあるからである。実際、この潜在的困難
性を除外するためには最終断面積領域は植設体の比較で
きる全大きさの輪郭の寸法の25％以上少なくさせないこ
とが好ましいのである。
本発明による大腿骨幹体は、植設体として一般的に用
いられる共通材料のいずれでもよく、チタン、チタン合
金、コバルト−クロム合金及びこれらの複合材料でもよ
いのである。また、これは、セラミックや粉末焼結体自
体は成型工程や機械的あるいは化学的削成工程やその他
の適当な寸法で形成され得る。
いられる共通材料のいずれでもよく、チタン、チタン合
金、コバルト−クロム合金及びこれらの複合材料でもよ
いのである。また、これは、セラミックや粉末焼結体自
体は成型工程や機械的あるいは化学的削成工程やその他
の適当な寸法で形成され得る。
本発明によれば、幹体の標準サイズ範囲例えば、異な
る大きさの７〜10個の幹体を得ることができる。これら
幹体は外径、長さ、減少中間幹部の寸法、幹体の近位か
ら遠位までのテーパの量において変化させたものであ
る。最も近い大きさは、外科手術前に行なわれる放射線
撮影で決定される。けれども、植設する時点で決定され
る最終形状は手術中に結局選択されるのである。
る大きさの７〜10個の幹体を得ることができる。これら
幹体は外径、長さ、減少中間幹部の寸法、幹体の近位か
ら遠位までのテーパの量において変化させたものであ
る。最も近い大きさは、外科手術前に行なわれる放射線
撮影で決定される。けれども、植設する時点で決定され
る最終形状は手術中に結局選択されるのである。
本発明のさらなる目的、利点、及び効果は、添付図面
と以下の記載から明らかになるであろう。上述したもの
及び以下の詳細な記載は例示であり、本発明を限定する
ものでないと理解すべきであろう。本発明にかかる添付
図面はこの記載と共に本発明の一実施例を示し、本発明
の用語を説明するためのものである。
と以下の記載から明らかになるであろう。上述したもの
及び以下の詳細な記載は例示であり、本発明を限定する
ものでないと理解すべきであろう。本発明にかかる添付
図面はこの記載と共に本発明の一実施例を示し、本発明
の用語を説明するためのものである。
実 施 例 以下に、本発明の実施例を図面を参照にしつつ説明す
る。
る。
まず、第１図は本発明を具現化した臀部義肢20を図示
している。図示の如く、大腿骨コンポーネント22は大腿
骨24中に適当に植設され寛骨臼部26と協働的に係合す
る。この寛骨臼部26は骨盤30の寛骨臼28中に植設されて
いる。通例の方法においては、大腿骨コンポーネント22
は、その最近位端部にてテーパ部分32を有し、テーパ部
分32は球部材34に適当に受け入れられるように設けられ
ている。つぎに、球部材34は寛骨臼部26のベアリング部
材36に回転自在に係合しており、寛骨臼部26は金属帽子
部材38中に保持されており、金属帽子部材38は全体が骨
盤30に固定されている。大腿骨コンポーネント22はさら
に肩部40を含み、テーパ部分32が首部42を介して肩部40
へ接合している。幹体44は肩部40から遠位端部46へ離れ
るように伸長している。
している。図示の如く、大腿骨コンポーネント22は大腿
骨24中に適当に植設され寛骨臼部26と協働的に係合す
る。この寛骨臼部26は骨盤30の寛骨臼28中に植設されて
いる。通例の方法においては、大腿骨コンポーネント22
は、その最近位端部にてテーパ部分32を有し、テーパ部
分32は球部材34に適当に受け入れられるように設けられ
ている。つぎに、球部材34は寛骨臼部26のベアリング部
材36に回転自在に係合しており、寛骨臼部26は金属帽子
部材38中に保持されており、金属帽子部材38は全体が骨
盤30に固定されている。大腿骨コンポーネント22はさら
に肩部40を含み、テーパ部分32が首部42を介して肩部40
へ接合している。幹体44は肩部40から遠位端部46へ離れ
るように伸長している。
通例の方法においては、幹体44は大腿骨24の骨髄の導
管48中に嵌合されている。幹体44は断面が減少された中
間幹部50として形成されて、この減少中間幹部50は臀部
義肢20が植設される人体の冠状平面に一般的に位置す
る。減少された中間幹部50の寸法（第２図参照）は大腿
骨コンポーネント22の近位及び遠位端部間で変化させる
ことができる。この目的は、幹体44の長さに沿っていか
なる所定位置においても大腿骨コンポーネント22の慣性
質量モーメントに影響させるためであり、これによって
最適な幹体の可撓性を達成する。減少された中間幹部50
の形状も変化させることができ、幹体44が適当な可撓性
を得るために必要があれば対称な形状とすることができ
る。幹体44の断面は、第２図Ａの符号50Aで示される全
体が図示したような変形例とすることができる。
管48中に嵌合されている。幹体44は断面が減少された中
間幹部50として形成されて、この減少中間幹部50は臀部
義肢20が植設される人体の冠状平面に一般的に位置す
る。減少された中間幹部50の寸法（第２図参照）は大腿
骨コンポーネント22の近位及び遠位端部間で変化させる
ことができる。この目的は、幹体44の長さに沿っていか
なる所定位置においても大腿骨コンポーネント22の慣性
質量モーメントに影響させるためであり、これによって
最適な幹体の可撓性を達成する。減少された中間幹部50
の形状も変化させることができ、幹体44が適当な可撓性
を得るために必要があれば対称な形状とすることができ
る。幹体44の断面は、第２図Ａの符号50Aで示される全
体が図示したような変形例とすることができる。
不適当であるとして上述したことではあるが、植設体
の曲げ剛性が指数関数的割合で増加し、特に２乗から４
乗の割合で増加する。その植設体の結合構造によって植
設体の寸法は直線的に増加する。このことの幾何学的証
明は第３図に示されており、これは植設するごとに連続
的に現れる寸法の変化の一連の幹体44の相対剛性を含む
柱状グラフである。注目すべきことは、18mm直径の幹体
44の剛性は9mm直径の16倍となることである。本発明
は、この指数関数的増加を回避し、さらに、幹体44の直
径が増加するに従ってほぼ直線的に増加することまで抑
制することに役立つのである。
の曲げ剛性が指数関数的割合で増加し、特に２乗から４
乗の割合で増加する。その植設体の結合構造によって植
設体の寸法は直線的に増加する。このことの幾何学的証
明は第３図に示されており、これは植設するごとに連続
的に現れる寸法の変化の一連の幹体44の相対剛性を含む
柱状グラフである。注目すべきことは、18mm直径の幹体
44の剛性は9mm直径の16倍となることである。本発明
は、この指数関数的増加を回避し、さらに、幹体44の直
径が増加するに従ってほぼ直線的に増加することまで抑
制することに役立つのである。
臀部大腿植設体は支配的に生体力学的分析に基づく負
荷の曲げモードに左右されることが分かるであろう。こ
の負荷は次式による最大幹体応力を生ぜしめる。
荷の曲げモードに左右されることが分かるであろう。こ
の負荷は次式による最大幹体応力を生ぜしめる。
Smax＝Mc/I 上式において、Smaxは幹体に沿ったいずれかの勢力位
置における最大応力であり、Ｍはかかる勢力位置におけ
る構造に伝えられる曲げモーメントであり、ｃは勢力位
置の中心軸からの距離であり、Ｉは幾何学的考慮による
慣性質量モーメントである。
置における最大応力であり、Ｍはかかる勢力位置におけ
る構造に伝えられる曲げモーメントであり、ｃは勢力位
置の中心軸からの距離であり、Ｉは幾何学的考慮による
慣性質量モーメントである。
材料限定に基づき許容できる最大応力が知得された場
合や、生体力学的分析に基づく植設体の負荷状態が知ら
れた場合、上記式の変形である次式を介して必要な慣性
モーメントを得ることができる。
合や、生体力学的分析に基づく植設体の負荷状態が知ら
れた場合、上記式の変形である次式を介して必要な慣性
モーメントを得ることができる。
Ｉ＝Mc/Smax 中間幹部の断面の減少した面積は、変形されていない
幹体の断面の面積の25％以下にすべきではなく、すなわ
ち、もとの幹体の断面の面積は75％以上まで減少される
べきではなく、このようにすれば大腿骨へ植設体を導入
するに必要な力は該植設体を変形させないのである。ま
た、中間幹部の断面面積を、比較すべき変形されない植
設体の断面面積の75％まで減少することが、好ましいこ
とが分かった。そうすることで、慣性質量モーメントが
中間幹体の長さに沿ってどの位置においても作用し、よ
って適当な幹体の可撓性を達成する。
幹体の断面の面積の25％以下にすべきではなく、すなわ
ち、もとの幹体の断面の面積は75％以上まで減少される
べきではなく、このようにすれば大腿骨へ植設体を導入
するに必要な力は該植設体を変形させないのである。ま
た、中間幹部の断面面積を、比較すべき変形されない植
設体の断面面積の75％まで減少することが、好ましいこ
とが分かった。そうすることで、慣性質量モーメントが
中間幹体の長さに沿ってどの位置においても作用し、よ
って適当な幹体の可撓性を達成する。
その長さに沿ったいずれかの所定位置における所望の
植設体の剛性は公知の量である。これは臨床実験から決
定される。剛性は慣性モーメントＩに比例し、よって幹
体の直径の４乗に比例して増加する。しかしながら、本
発明によればこの増加は固体植設体のために生じるであ
ろう細片に限定され、この細片の増加は減少した中間幹
部によって達成される。
植設体の剛性は公知の量である。これは臨床実験から決
定される。剛性は慣性モーメントＩに比例し、よって幹
体の直径の４乗に比例して増加する。しかしながら、本
発明によればこの増加は固体植設体のために生じるであ
ろう細片に限定され、この細片の増加は減少した中間幹
部によって達成される。
第４図を参照しつつ以下の式によればこのことは明ら
かになる。
かになる。
Ｉ植設体W/減少断面＝Ｉ円−Ｉ減少断面 こうして、Ｉ植設体Ｗは、上記式すなわち、 Smax＝Mc/I を満たすために用いられる種々の減少した断面の寸法を
決定する。
決定する。
以前に説明したように、本発明の当初の趣旨は大腿骨
24の近位端部における及び該端部に向かう応力が遮断す
るを防止すること、並びに大腿骨24へさらなる応力及び
張力を与えることにある。この所望の目的は第５図に示
されるように達成され、第５図は第６図のグラフに現さ
れた３つの断面位置における試験植設体58の相対可撓性
を示している。
24の近位端部における及び該端部に向かう応力が遮断す
るを防止すること、並びに大腿骨24へさらなる応力及び
張力を与えることにある。この所望の目的は第５図に示
されるように達成され、第５図は第６図のグラフに現さ
れた３つの断面位置における試験植設体58の相対可撓性
を示している。
本発明の種々の実施例は詳述されているので、明細
書、特許請求の範囲に記載された発明から離れることな
く、他の変形例も図示した実施例のように実施され得る
ことは当業者に容易に理解されるであろう。
書、特許請求の範囲に記載された発明から離れることな
く、他の変形例も図示した実施例のように実施され得る
ことは当業者に容易に理解されるであろう。
第１図は本発明を具現化した大腿骨コンポーネントを含
む臀部義肢の一部切欠側断面図、第２図は第１図の線２
−２に沿った断面図、第３図は通常市販されている大腿
骨コンポーネントにおける直径を変化させた幹体の一連
の相対剛性を示す柱状グラフ、第４図は本発明による変
形例の円形断面を有する大腿骨コンポーネントの幹体の
断面図、第５図は本発明を具現化する大腿骨コンポーネ
ントの一部切欠側断面図並びにその植設体の種々の長手
位置における断面図及び相対可撓性の値を示すグラフ、
第６図は第５図における大腿骨コンポーネントの相対可
撓性を示すグラフである。 主要部分の符号の説明 20……臀部義肢 22……大腿骨コンポーネント 24……大腿骨 26……寛骨臼部 28……寛骨臼 30……骨盤 32……テーパ部分 34……球部材 36……ベアリング部材 38……金属帽子部材 40……肩部 42……首部 44……幹体 46……遠位端部 48……骨髄内導管 50……減少された中間幹部
む臀部義肢の一部切欠側断面図、第２図は第１図の線２
−２に沿った断面図、第３図は通常市販されている大腿
骨コンポーネントにおける直径を変化させた幹体の一連
の相対剛性を示す柱状グラフ、第４図は本発明による変
形例の円形断面を有する大腿骨コンポーネントの幹体の
断面図、第５図は本発明を具現化する大腿骨コンポーネ
ントの一部切欠側断面図並びにその植設体の種々の長手
位置における断面図及び相対可撓性の値を示すグラフ、
第６図は第５図における大腿骨コンポーネントの相対可
撓性を示すグラフである。 主要部分の符号の説明 20……臀部義肢 22……大腿骨コンポーネント 24……大腿骨 26……寛骨臼部 28……寛骨臼 30……骨盤 32……テーパ部分 34……球部材 36……ベアリング部材 38……金属帽子部材 40……肩部 42……首部 44……幹体 46……遠位端部 48……骨髄内導管 50……減少された中間幹部
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 独国特許公開2247721（ＤＥ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) A61F 2/36 A61F 2/32 ＷＰＩＬ（ＤＥＲＷＥＮＴ)
Claims (22)
- 【請求項１】人体の骨構造における損傷自然関節と置換
する人工関節のコンポーネントであって、骨髄導管内を
有する長い第１骨に固定された第１協働部材と、第２骨
又はその自然部分に固定された第２協働部材とを有し、
第１及び第２協働部材は相互に可動であり、内部で係合
して第１及び第２骨の間で相対的移動が可能であり、 冠状平面に全体が存在する長手軸を有しかつ第１の骨の
骨髄導管内に植設されるように構成された幹体を有し、 前記幹体は、それぞれが所定長さを有しかつ近位端部及
び遠位端部にて終端する近位幹部、中間幹部及び遠位幹
部からなり、前記近位幹部の近位端部は第１協働部材と
一体的になっており、前記遠位幹部の遠位端部は前記幹
体の末端をなしており、 前記近位幹部の遠位端部及び前記遠位幹部の近位端部は
それぞれ前記中間幹部の近位端部及び遠位端部に直接接
続した先細り接続部分を形成し、 前記中間幹部の断面積はその長さにわたって均一であり
かつ比較できる変形されていない前記幹体の他の部分の
断面積の75％まで減少しており、前記幹体の長さに沿っ
ていずれかの所定の位置における慣性質量モーメントに
影響しこれらによって適当な幹体の可撓性を有すること
を特徴とする人工関節のコンポーネント。 - 【請求項２】前記中間幹部は、その断面において対称で
あることを特徴とする請求項１記載のコンポーネント。 - 【請求項３】前記中間幹部は、その断面において非対称
であることを特徴とする請求項１記載のコンポーネン
ト。 - 【請求項４】前記中間幹部は、長手軸に沿ってテーパが
施されていることを特徴とする請求項１記載のコンポー
ネント。 - 【請求項５】前記中間幹部はその長さに沿った断面はほ
ぼ均一であることを特徴とする請求項１記載のコンポー
ネント。 - 【請求項６】前記中間幹部はその長さに沿った断面にお
いて可変であることを特徴とすると請求項１記載のコン
ポーネント。 - 【請求項７】チタン、チタン合金、コバルト−クロム合
金及びこれらの複合材により構成されていることを特徴
とする請求項１記載のコンポーネント。 - 【請求項８】人体の骨構造における損傷自然関節と置換
する人工関節であって、骨髄導管内を有する長い第１骨
に固定された第１協働部材と、第２骨又はその自然部分
に固定された第２協働部材とを有し、第１及び第２協働
部材は相互に可動であり、内部で係合して第１及び第２
骨の間で相対的移動が可能であり、 冠状平面に全体が存在する長手軸を有しかつ第１骨の骨
髄導管内に植設されるように構成された幹体を有し、 前記幹体は、それぞれが所定長さを有しかつ近位端部及
び遠位端部にて終端する近位幹部、中間幹部及び遠位幹
部からなり、前記近位幹部の近位端部は第１協働部材と
一体的になっており、前記遠位端部の遠位端部は前記幹
体の末端をなしており、 前記近位幹部の遠位端部及び前記遠位幹部の近位端部は
それぞれ前記中間部の近位端部及び遠位端部に直接接続
した先細り接続部分を形成し、 前記中間幹部の断面積はその長さにわたって均一であり
かつ比較できる変形されていない前記幹体の他の部分の
断面積の75％まで減少しており、前記幹体の長さに沿っ
ていずれかの所定の位置における慣性質量モーメントに
影響しこれらによって適当な幹体の可撓性を有すること
を特徴とする人工関節。 - 【請求項９】前記中間幹部は、その断面において対称で
あることを特徴とする請求項８記載の人工関節。 - 【請求項１０】前記中間幹部は、その断面において非対
称であることを特徴とする請求項８記載の人工関節。 - 【請求項１１】前記中間幹部は、長手軸に沿ってテーパ
が施されていることを特徴とする請求項８記載の人工関
節。 - 【請求項１２】前記中間幹部はその長さに沿った断面は
ほぼ均一であることを特徴とする請求項８記載の人工関
節。 - 【請求項１３】前記中間幹部はその長さに沿った断面に
おいて可変であることを特徴とすると請求項８記載の人
工関節。 - 【請求項１４】チタン、チタン合金、コバルト−クロム
合金及びこれらの複合材により構成されていることを特
徴とする請求項８記載の人工関節。 - 【請求項１５】人体の骨構造における損傷自然関節と置
換する人工関節であって、 前記関節の第１骨に固定された帽子形状ソケット部材
と、 前記ソケット部材において回転自在に係合自在の球部材
と、 骨髄を有する長い骨である前記第１骨から離れた第２骨
へ前記球部材を固定する長手幹体を含む載置部材と、を
有し、前記幹体は第２骨の骨髄導管内にて冠状平面に全
体が存在する長手軸を有しかつ第１骨の骨髄導管内に植
設されるように構成され、前記幹体は、それぞれが所定
長さを有しかつ近位端部及び遠位端部にて終端する近位
幹部、中間幹部及び遠位幹部からなり、前記近位幹部の
近位端部は第１協働部材と一体的になっており、前記遠
位幹部の遠位端部は前記幹体の末端をなしており、 前記近位幹部の遠位端部及び前記遠位幹部の近位端部は
それぞれ前記中間幹部の近位端部及び遠位端部に直接接
続した先細り接続部分を形成し、 前記中間幹部の断面積はその長さにわたって均一であり
かつ変形されていない前記幹体の他の部分の断面積から
75％まで減少しており、前記幹体の長さに沿っていずれ
かの所定の位置における慣性質量モーメントに影響しこ
れらによって適当な幹体の可撓性を有することを特徴と
する人工関節。 - 【請求項１６】前記中間幹部は、その断面において対称
であることを特徴とする請求項15記載の人工関節。 - 【請求項１７】前記中間幹部は、その断面において非対
称であることを特徴とする請求項15記載の人工関節。 - 【請求項１８】前記中間幹部は、長手軸に沿ってテーパ
が施されていることを特徴とする請求項15記載の人工関
節。 - 【請求項１９】前記中間幹部はその長さに沿った断面は
ほぼ均一であることを特徴とする請求項15記載の人工関
節。 - 【請求項２０】前記中間幹部はその長さに沿った断面に
おいて可変であることを特徴とすると請求項15記載の人
工関節。 - 【請求項２１】前記第１骨は骨盤であり、第２骨は大腿
骨であり、前記球部材及び前記幹体は臀部義肢の大腿骨
コンポーネントの部品であることを特徴とする請求項15
記載の人工関節。 - 【請求項２２】前記載置部材及び前記球部材は、チタ
ン、チタン合金、コバルト−クロム合金及びこれらの複
合材により構成されていることを特徴とする請求項15記
載の人工関節。
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|---|---|---|---|
| US23891388A | 1988-08-31 | 1988-08-31 | |
| US238,913 | 1988-08-31 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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| JP2960078B2 true JP2960078B2 (ja) | 1999-10-06 |
Family
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
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| JP (1) | JP2960078B2 (ja) |
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| CA (1) | CA1325697C (ja) |
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| GB8921008D0 (en) * | 1989-09-15 | 1989-11-01 | Walker Peter S | Skeletal implants |
| EP0543099A3 (en) * | 1991-11-19 | 1994-05-25 | Bristol Myers Squibb Co | Implant fixation stem |
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Family Cites Families (3)
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|---|---|---|---|---|
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| GB8520360D0 (en) * | 1985-08-14 | 1985-09-18 | Thackray C F Ltd | Joint prosthesis |
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- 1989-08-30 DE DE89308760T patent/DE68908051T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1989-08-30 EP EP89308760A patent/EP0358399B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-08-30 CA CA000609808A patent/CA1325697C/en not_active Expired - Lifetime
- 1989-08-30 ES ES89308760T patent/ES2044128T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1989-08-30 AU AU40870/89A patent/AU616554B2/en not_active Ceased
- 1989-08-31 JP JP1226376A patent/JP2960078B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
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| CA1325697C (en) | 1994-01-04 |
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