JP5465476B2 - 調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の膝関節プロテーゼ - Google Patents

Description

開示の内容

〔関連した米国特許出願の相互参照〕
本出願は、米国連邦法３５の第１１９条（ｅ）（35 U.S.C. § 119(e)）により、「調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の大腿骨構成要素（Orthopaedic Femoral Component Having Controlled Condylar Curvature）」という名称でジョセフ・ジー・ワイス（Joseph G. Wyss）らによって2008年6月30日に出願された米国仮特許出願第61/077,124号に基づく優先権を主張するものであり、当該米国仮特許出願の開示内容全体は、参照によって、この明細書に組み込まれる。

相互参照は、「調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の大腿骨構成要素（Orthopaedic Femoral Component Having Controlled Condylar Curvature）」という名称でジョン・エル・ウィリアムズ（John L. Williams）らによって2008年6月30日に出願された米国特許出願第12/165,579号；「調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼ（Posterior Cruciate-Retaining Orthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature）」という名称でクリステル・エム・ワグナー（Christel M. Wagner）によって2008年6月30日に出願された米国特許出願第12/165,574号；「調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の後方安定型の膝関節プロテーゼ（Posterior Stabilized Orthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature）」という名称でジョセフ・ジー・ワイス（Joseph G. Wyss）によって2008年6月30日に出願された米国特許出願第12/165,575号；および、「整形外科用の後方安定型のプロテーゼ（Posterior Stabilized Orthopaedic Prosthesis）」という名称でジョセフ・ジー・ワイス（Joseph G. Wyss）によって2008年6月30日に出願された米国特許出願第12/165,582号に対しても行われており、当該各出願の開示内容全体は、参照によって、この明細書に組み込まれる。

〔技術分野〕
本出願の開示内容は、概ね、整形外科用のプロテーゼに関するものであり、具体的には、膝置換術に使用される整形外科用のプロテーゼに関するものである。

〔背景〕
関節形成術は、病変した生来の関節および／または損傷した生来の関節が人工関節によって置換される周知の外科手術である。代表的な膝関節プロテーゼは、脛骨トレイ、大腿骨構成要素、および、当該脛骨トレイと当該大腿骨構成要素との間に位置付けされるポリマー製の挿入部またはベアリングを含む。患者の関節に対する損傷の重症レベルに応じて、可動度の変わる整形外科用のプロテーゼが使用されることがある。例えば、膝関節プロテーゼは、かなりの軟組織の喪失あるいは損傷が存在するときなど、膝関節プロテーゼの動きを規制することが望ましいような場合に「固定化された」脛骨ベアリングを含むことがある。代替的に、膝関節プロテーゼは、動きの大きな自由度が望ましい場合に「可動性」の脛骨ベアリングを含むことがある。加えて、膝関節プロテーゼは、患者の大腿骨の両側の顆の大腿骨・脛骨界面を置換するように設計された全膝関節プロテーゼであってもよく、あるいは、患者の大腿骨の一つの顆の大腿骨・脛骨界面を置換するように設計された、一つの区画（すなわち、一つの顆）を有する膝関節プロテーゼであってもよい。

患者の生来の膝を置換するために使用される整形外科用の膝関節プロテーゼのタイプは、外科手術中に、患者の後十字靱帯が温存されるか否か、あるいは、放棄されるか（すなわち、除去されるか）否かにも左右されることがある。例えば、仮に、外科手術中に、患者の後十字靱帯が損傷され、病変化され、および／または、さもなければ除去されている場合に、後方安定型の膝関節プロテーゼは、より後期の屈曲角度（degrees of flexion）での付加的な支持および／または調整を与えるために使用されることがある。代替的に、仮に、後十字靱帯が無傷である場合には、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼ（a cruciate retaining knee prosthesis）が使用されることがある。

代表的な整形外科用の膝関節プロテーゼは、概ね、患者の関節の自然な動きを再現するために設計されている。膝が屈伸運動する際に、大腿骨構成要素および脛骨構成要素は、関節接合すると共に、前後方向への相対的な動作と内外方向への相対的な旋回とを組み合わせた動きに耐える。しかし、患者の周辺軟組織も、整形外科用の膝関節プロテーゼの運動性および安定性に対して、その関節の動作域で、影響を与える。すなわち、患者の軟組織によって整形外科用部品に対して印加された力は、整形外科用の膝関節プロテーゼに、不要な、あるいは、好ましくない動作を引き起こす場合がある。例えば、整形外科用の膝関節プロテーゼは、大腿骨構成要素が屈曲角度範囲で動かされる際に、不自然な（奇異な(paradoxical)）前方への並進運動を呈することがある。

代表的な整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、奇異な前方への並進運動は、任意の屈曲角度の近傍で生じることがあるが、具体的には、中期屈曲角度から後期屈曲角度までの範囲で生じることがある。奇異な前方への並進運動は、概ね、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の、基準から外れた相対移動として定義され得るものであり、大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの接触「点」は、脛骨ベアリングに対して前方へ「滑るように動いていく（slides）」。この奇異な前方への並進運動は、関節安定性の低下、磨耗の加速化、膝運動性異常をもたらすことがあり、および／または、患者に対して、その活動中に不安定感を経験させることになる。

〔本発明の概要〕
一つの態様によれば、整形外科用の膝関節プロテーゼは、大腿骨構成要素および脛骨ベアリングを含んでよい。大腿骨構成要素は、矢状面内で湾曲した顆表面を有してもよい。脛骨ベアリングは、大腿骨構成要素の顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面であってもよい。大腿骨構成要素の顆表面は、約３０°未満の第１の屈曲角度時において顆表面上の第１の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。また、大腿骨構成要素の顆表面は、約４５°より大きな第２の屈曲角度時において顆表面上の第２の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。加えて、大腿骨構成要素の顆表面は、当該第２の屈曲角度よりも大きな第３の屈曲角度時において顆表面上の第３の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。一部の実施の形態において、第１の屈曲角度は、０°〜１０°の範囲内にあってもよく、第２の屈曲角度は、６０°〜７０°の範囲内にあってもよく、第３の屈曲角度は、８０°〜１１０°の範囲内にあってもよい。例えば、一つの具体的な実施の形態において、第１の屈曲角度は、約５°であり、第２の屈曲角度は、約６５°であり、第３の屈曲角度は、約９０°である。

矢状面内の顆表面は、第１の接触点に第１の曲率半径、第２の接触点に第２の曲率半径、および、第３の接触点に第３の曲率半径を有してもよい。一部の実施の形態において、第３の曲率半径は、少なくとも約０．５ｍｍだけ、第２の曲率半径より大きくてもよい。加えて、第１の接触点と第２の接触点との間の矢状面内の顆表面は、複数の湾曲面部分を含んでよい。各湾曲面部分は、異なる曲率半径を有してもよい。

複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含んでよい。一部の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分の曲率半径は、当該複数の湾曲面部分のうちの他の任意の湾曲面部分の曲率半径より大きな長さを有してもよい。加えて、一部の実施の形態において、当該最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、前方側で隣接する湾曲部分の曲率半径の長さより短くてもよい。例えば、一部の実施の形態において、当該最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、０．１ｍｍ〜５ｍｍの範囲内の距離だけ、１ｍｍ〜３ｍｍの範囲内の距離だけ、および／または、約１ｍｍの距離だけ、前方側で隣接する湾曲部分の曲率半径の長さより短い。

当該複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めて（subtend）よい。一部の実施の形態において、当該複数の湾曲面部分によって定められた各角度は、ほぼ等しい。他の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度より小さくてもよい。例えば、一部の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度よりも、０．５°〜５°の範囲内の角度だけ小さくてもよい。加えて、他の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度より大きくてもよい。例えば、一部の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度よりも、０．５°〜５°の範囲内の角度だけ大きくてもよい。

他の態様によれば、整形外科用の膝関節プロテーゼは、大腿骨構成要素および脛骨ベアリングを含んでよい。大腿骨構成要素は、矢状面内で湾曲した顆表面を有してもよい。脛骨ベアリングは、大腿骨構成要素の顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面であってもよい。大腿骨構成要素の顆表面は、０°〜約３０°の範囲内の第１の屈曲角度時において顆表面上の第１の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。また、大腿骨構成要素の顆表面は、４５°〜９０°の範囲内の第２の屈曲角度時において顆表面上の第２の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。第１の接触点と第２の接触点との間の矢状面内の顆表面は、少なくとも５個の湾曲面部分を含んでよい。各湾曲面部分は、他の任意の湾曲面部分とは異なる長さを有する曲率半径を有してもよい。

当該複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含んでよい。最も前方の湾曲面部分の曲率半径は、当該複数の湾曲面部分のうちの他の任意の湾曲面部分の曲率半径より大きな長さを有してもよい。加えて、最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、前方側で隣接する湾曲部分の曲率半径の長さより短くてもよい。例えば、最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、１ｍｍ〜３ｍｍの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲部分の曲率半径の長さより短くてもよい。

当該複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めてよい。一部の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度より小さくてもよい。他の実施の形態において、最も前方の湾曲面部分より後方の、湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲部分によって定められた角度より大きくてもよい。

他の態様によれば、整形外科用の膝関節プロテーゼは、大腿骨構成要素および脛骨ベアリングを含んでよい。大腿骨構成要素は、矢状面内で湾曲した顆表面を有してもよい。脛骨ベアリングは、大腿骨構成要素の顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面であってもよい。大腿骨構成要素の顆表面は、０°〜約３０°の範囲内の第１の屈曲角度時において顆表面上の第１の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。また、大腿骨構成要素の顆表面は、４５°〜９０°の範囲内の第２の屈曲角度時において顆表面上の第２の接触点で当該ベアリング表面に接触するように構成されてもよい。第１の接触点と第２の接触点との間の矢状面内の顆表面は、少なくとも５個の湾曲面部分を含んでよい。各湾曲面部分は、対応する、実質的に等しい角度を定めてもよく、また、他の任意の湾曲面部分とは異なる長さの曲率半径を有してもよい。

詳細な説明は、具体的には、以下の図面を参照している。

〔図面の詳細な説明〕
本出願の開示内容の概念は種々の変形例および代替の形態例の影響を受けやすいが、当該開示内容の特定の例示的な実施の形態は、図面における例によって示され、かつ、この明細書で詳細に記述されるはずである。しかし、本出願の開示内容の概念を開示された特定の形態に限定する意図がなく、逆に、本発明が、この明細書に添付された特許請求の範囲の請求項によって規定された本発明の精神および範囲内に入る、すべての変形例、等価物、および、代替物を包含するものと理解されるべきである。

前方、後方、内側、外側、上方、下方、その他など、生体構造を示す関連用語は、この明細書で説明された整形外科用のインプラントおよび患者の生来の生体構造の両方に関連して、本出願の開示内容全体で、使用されてもよい。このような用語は、生体構造的研究および整形外科分野の両方において、十分理解されている意味を有している。明細書および特許請求の範囲の請求項における当該生体構造関連の用語の使用は、別に言及されない限り、当該用語の十分理解されている意味と一致するものと意図されている。

ここで、図１を参照すると、一つの実施の形態において、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、大腿骨構成要素１２、脛骨ベアリング１４、および、脛骨トレイ１６を含んでいる。大腿骨構成要素１２および脛骨トレイ１６は、コバルト・クロムまたはチタン等の金属材料から例示的に形成されているが、他の実施の形態において、セラミック材料、ポリマー材料、生体工学材料または他の同等物等の他の材料から形成されてもよい。脛骨ベアリング１４は、超高分子量ポリエチレン（UHMWPE）等のポリマー材料から例示的に形成されているが、他の実施の形態において、セラミック材料、金属材料、生体工学材料または他の同等物等の他の材料から形成されてもよい。

以下において、さらに詳述されるように、大腿骨構成要素１２は、脛骨ベアリング１４と関節接合するように構成されており、脛骨ベアリング１４は、脛骨トレイ１６と連結されるように構成されている。図１の例示的な実施の形態において、脛骨ベアリング１４は、回転式または可動式の脛骨ベアリングとして具体化されており、当該脛骨ベアリング１４は、使用中に、脛骨トレイ１２に対して回転するように構成されている。しかし、他の実施の形態において、脛骨ベアリング１４は、脛骨トレイ１６に対する回転が制限され得るか、あるいは、抑制され得る固定式の脛骨ベアリングとして具体化されてもよい。

脛骨トレイ１６は、外科的に調製された患者の脛骨の近位端（図示せず）に固定されるように構成されている。脛骨トレイ１６は、骨接着手段、または、他の取付手段の使用によって患者の脛骨に固定されてもよい。脛骨トレイ１６は、上面２０および下面２２を有するプラットホーム１８を含んでいる。具体的には、上面２０は、概ね、平坦であり、一部の実施の形態において、高度に磨き上げられてもよい。また、脛骨トレイ１６は、プラットホーム１８の下面２２から下方に向けて延在するステム２４を含んでいる。空洞または穴２６は、プラットホーム１８の上面２０内に画定され、かつ、ステム２４内に下方に向けて延在している。穴２６は、以下において、さらに詳述されるように、脛骨挿入部１４の相補的なステムを収容するように形成されている。

上述されたように、脛骨ベアリング１４は、脛骨トレイ１６と連結されるように構成されている。脛骨ベアリング１４は、上ベアリング表面３２および下面３４を有するプラットホーム３０を含んでいる。脛骨ベアリング１４が回転式または可動式の脛骨ベアリングとして具体化されている例示的な実施の形態において、ベアリング１４は、プラットホーム３０の下面３２から下方に向けて延在するステム３６を含んでいる。脛骨ベアリング１４が脛骨トレイ１６と連結される際に、ステム３６は、脛骨トレイ１６の穴２６内に収容される。使用中に、脛骨ベアリング１４は、脛骨トレイ１６に対して、ステム３６によって規定された軸回りに回転するように構成されている。脛骨ベアリング１４が固定式の脛骨ベアリングとして具体化されている実施の形態において、脛骨ベアリング１４は、ステム２２を含んでもよく、あるいは、含まなくてもよく、および／または、当該脛骨ベアリング１４は、回転しない構成で、脛骨ベアリング１４を脛骨トレイ１２に固定するための他の装置または特徴的構成を含んでもよい。

脛骨ベアリング１４の上ベアリング表面３２は、内側ベアリング表面４２および外側ベアリング表面４４を含んでいる。内側ベアリング表面４２および外側ベアリング表面４４は、以下において、さらに詳述されるように、当該ベアリング表面に対応する大腿骨構成要素１４の内側および外側の顆を収容するか、あるいは別様に、接触するように構成されている。このような構成であることから、ベアリング表面４２および４４は、それぞれ、凹状の外形を有している。

大腿骨構成要素１２は、外科的に調製された患者の大腿骨の遠位端（図示せず）に連結されるように構成されている。大腿骨構成要素１２は、骨接着手段、または、他の取付手段の使用によって患者の大腿骨に固定されてもよい。大腿骨構成要素１２は、一対の内側顆５２および外側顆５４を有する外部の関節接合面５０を含んでいる。顆５２および５４は、当該両顆５２および５４間に顆間用（intracondyle）の開口部５６を画定するように離間している。使用中に、顆５２および５４は、患者の大腿骨の生来の顆に取って代わるものであり、脛骨ベアリング１４のプラットホーム３０の、対応するベアリング表面４２および４４上で関節接合するように構成されている。

図１の例示的な整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼとして具体化されている。すなわち、大腿骨構成要素１２は、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼとして具体化されており、脛骨ベアリング１４は、後十字靱帯温存型の脛骨ベアリングとして具体化されている。しかし、他の実施の形態において、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、図２に示されているように、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼとして具体化されてよい。

このような実施の形態において、脛骨ベアリング１４は、後方安定型の脛骨ベアリングとして具体化されており、当該脛骨ベアリング１４は、プラットホーム３０から上方に向けて延在する支柱部（spine）６０を含んでいる。支柱部６０は、ベアリング表面４２と４４との間に位置付けされており、当該支柱部６０は、前方側面６２と、カム面６６を有する後方側面６４とを含んでいる。例示的な実施の形態において、カム面６６は、実質的に凹状の湾曲を有している。しかし、他の幾何学的形状を有するカム面６６を含む支柱部６０は、他の実施の形態において使用されてもよい。例えば、「整形外科用の後方安定型のプロテーゼ（Posterior Stabilized Orthopaedic Prosthesis）」という名称の、ジョセフ・ジー・ワイス（Joseph G. Wyss）による米国特許出願であって、参照によって、この明細書に組み込まれる米国特許出願第12/165,582号に記述された脛骨ベアリングのような、実質的に「Ｓ」字状のプロファイル断面を有する支柱部を含む脛骨ベアリングは、他の実施の形態において使用されてもよい。

加えて、上述のような実施の形態において、大腿骨構成要素１２は、後方安定型の大腿骨構成要素として具体化されており、顆間用のノッチ部または凹部５７（開口部５６ではなく）を含んでいる。後方カム８０（想像線で図示されている）および前方カム８２は、顆間用のノッチ部５７内に位置付けされている。後方カム８０は、大腿骨構成要素１２の後方側に向けて配されており、使用中に、脛骨ベアリング１２の支柱部６０のカム面６６に係合するか、あるいは別様に、接触するように構成されたカム面８６を含んでいる。

整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼまたは後十字靱帯放棄型の膝関節プロテーゼのいずれとして具体化されてもよいが、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が整形外科用の後十字靱帯放棄型（後方安定型）の膝関節プロテーゼとして具体化された複数の実施の形態に対して、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼに関する記述が同様に適用可能であるとの了解の下で、膝関節プロテーゼ１０の大腿骨構成要素１２および脛骨ベアリング１４が、後十字靱帯温存型の膝関節プロテーゼに関して後述され、かつ、残りの図面に示されることは、正当に理解されるはずである。

例示的な整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が患者の右膝に取って代わるように構成されていることから、ベアリング表面４２および顆５２が内側に配されるものとされ、かつ、ベアリング表面４４および顆５４が外側に配されるものとされることは、正当に理解されるはずである。しかし、他の実施の形態において、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、患者の左膝に取って代わるように構成されてもよい。このような実施の形態において、ベアリング表面４２および顆５２が外側に配され、かつ、ベアリング表面４４および顆５４が内側に配されてもよいことは、正当に理解されるはずである。とにかく、この明細書で説明された特徴および概念は、患者のいずれの側の膝関節に取って代わるように構成された整形外科用の膝関節プロテーゼに組み込まれてもよい。

ここで、図３〜図５を参照すると、大腿骨構成要素１２は、使用中に、脛骨ベアリング１４上で関節接合するように構成されている。大腿骨構成要素１２の顆５２および５４は、それぞれ、顆表面１００を含んでおり、この顆表面１００は、矢状面内で凸状に湾曲し、ベアリング表面４２および４４にそれぞれ接触するように構成されている。例えば、図３に示されているような一つの実施の形態において、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が伸張状態にあるか、あるいは別様に、屈曲していない状態にある（例えば、約０°の屈曲角度）場合に、顆５２の顆表面１００は、当該顆表面１００上の一つ以上の接触点１０２でベアリング表面４２（あるいは、顆５４では、ベアリング表面４４）に接触する。

加えて、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が中期屈曲角度で関節接合された際に、大腿骨構成要素１２は、顆表面１００上の一つ以上の接触点で脛骨ベアリング１４に接触する。例えば、図４に示されているような一つの実施の形態において、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が中期屈曲角度（例えば、約４５°）で関節接合された際に、顆表面１００は、当該顆表面１００上の一つ以上の接触点１０４でベアリング表面４２に接触する。同様に、整形外科用の膝関節プロテーゼ１０が後期屈曲角度（例えば、約７０°）で関節接合された際に、顆表面１００は、図５に示されているように、当該顆表面１００上の一つ以上の接触点１０６でベアリング表面４２に接触する。勿論、大腿骨構成要素１２が、顆表面１００上の複数の接触点で、任意の特定の屈曲角度で脛骨ベアリング１４に接触することがあることは、正当に理解されるはずである。しかし、説明を簡潔にするために、図３〜図５には、それぞれ、接触点１０２、１０４、１０６のみが示されている。

整形外科用の膝関節プロテーゼ１０は、脛骨ベアリング１４に対する大腿骨構成要素１２の奇異な前方への並進運動の量が、低減され得るか、あるいは別様に、より後期の（すなわち、より大きな）屈曲角度時まで遅延され得るように、構成されている。具体的には、以下において、さらに詳述されるように、顆５２および５４の一方または両方の顆表面１００は、大腿骨構成要素１２の前方への並進運動を低減し、および／または、遅延するように構成され、かつ、一部の実施の形態において、当該大腿骨構成要素１２の「後退（roll-back）」または後方への並進運動を促進するように構成された、特定の幾何学的形状または湾曲を有している。大腿骨構成要素１２の奇異な前方への並進運動の開始をより大きな屈曲角度時まで遅延させることによって、通常は、膝関節を深く屈曲できない患者の活動中に、奇異な前方への並進運動の全体的な発生が低減され得ることは、正当に理解されるはずである。

代表的な整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、奇異な前方への並進運動は、膝関節プロテーゼが０°より大きな屈曲角度で位置付けされたときはいつでも、発生することがある。前方への並進運動の発生の可能性は、膝関節プロテーゼがより大きな屈曲角度で、具体的には中期屈曲角度で関節接合する際に、高まる。このような配置において、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の奇異な前方への並進運動は、大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの間の接線力（牽引力）（tangential (traction) force）が次の数式（１）を満たさないときはいつでも、生じ得る。

Ｔ＜μＮ （１）

ここで、「Ｔ」は接線力（牽引力）であり、「μ」は大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの間の摩擦係数であり、「Ｎ」は大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの間の法線力（normal force）である。一般に、大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの間の接線力（牽引力）は、数式（２）で定義され得る。

Ｔ＝Ｍ／Ｒ （２）

ここで、「Ｔ」は大腿骨構成要素と脛骨ベアリングとの間の接線力（牽引力）であり、「Ｍ」は膝モーメントであり、「Ｒ」は、特定の屈曲角度で脛骨ベアリングと接触している顆表面の矢状面内の曲率半径である。数式（２）は実環境の支配的な数式の単純化であり、この単純化では、慣性および加速度等の他の因子を考慮しないことが正当に理解されるはずである。とにかく、数式（２）は、整形外科用の膝関節プロテーゼの奇異な前方への並進運動が、大腿骨構成要素の顆の曲率半径を調整することによって、低減され得るか、あるいは、遅延され得るという理解を与える。すなわち、顆表面の曲率半径を調整する（例えば、曲率半径を増加させるか、あるいは、維持する）ことによって、数式（２）の右辺は、低減されることがあり、これにより、接線力（牽引力）の数値を下げ、かつ、数式（１）を満たすことができる。上述されたように、接線力（牽引力）が数式（１）を満たすことを保証することによって、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の奇異な前方への並進運動は、低減され得るか、あるいは別様に、当該並進運動がより後期の屈曲角度時まで遅延され得る。

上述された分析に基づいて、奇異な前方への並進運動を低減するか、あるいは、当該並進運動の開始を遅延させるために、大腿骨構成要素１２の顆５２、５４の一方または両方の顆表面１００の幾何学的形状が調整される。例えば、一部の実施の形態において、顆表面１００の曲率半径は、当該曲率半径が屈曲角度範囲全体で一定に保持されるように、および／または、当該曲率半径が初期屈曲角度から中期屈曲角度までの範囲で増加されるように、調整される。これに対して、代表的な大腿骨構成要素は、遠位側の曲率半径（すなわち、約０°の屈曲角度）で始まり、減少していく複数の曲率半径を有している。しかし、初期屈曲角度から中期屈曲角度までの所定の角度範囲全体で、比較的一定の曲率半径を維持する（すなわち、曲率半径を減少させない）ことによって、および／または、屈曲角度の所定範囲全体で曲率半径を増加させることによって、大腿骨構成要素１２の奇異な前方への並進運動を低減し得るか、あるいは、遅延させ得ると確認された。

加えて、一部の実施の形態において、顆表面１００は、当該顆表面１００の個別の曲率半径間での当該曲率半径の推移（transition）が漸進的となるように、構成されるか、あるいは、設計されている。すなわち、突然に推移させるのではなく、個別の曲率半径間で当該曲率半径を漸進的に推移させることによって、大腿骨構成要素１２の奇異な前方への並進運動は、低減され得るか、あるいは、遅延され得る。さらに、一部の実施の形態において、初期屈曲角度から中期屈曲角度までの範囲（例えば、０°〜約９０°）で顆表面の複数の曲率半径の変化率は、当該変化率が所定の閾値未満となるように調整される。すなわち、仮に、顆表面１００の曲率半径の変化率が所定の閾値を超える場合には、奇異な前方への並進運動が生じることがあると確認された。

したがって、図６〜図１２に示されているような一部の実施の形態において、大腿骨構成要素１２の顆表面１００は、初期屈曲角度から中期屈曲角度までの範囲で増加した曲率半径を有している。曲率半径を増加させることによって、奇異な前方への並進運動は、低減され得るか、あるいは、より後期の屈曲角度時まで遅延され得る。曲率半径Ｒ２と曲率半径Ｒ３との間（図６および図７参照）の増加量、並びに、当該増加が生じる顆表面１００上での屈曲角度は、奇異な前方への並進運動の発生に影響を与えるものと確認された。「調整された曲率半径をもつ顆を有する整形外科用の大腿骨構成要素（Orthopaedic Femoral Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature）」という名称で、本出願と同時に出願され、かつ、参照によって、この明細書に組み込まれる米国特許出願第12/165,579号にさらに詳述されているように、大腿骨構成要素の種々の設計に関する複合的な模擬実験は、初期屈曲角度から中期屈曲角度までの範囲で大腿骨構成要素の顆表面の曲率半径を増加させる影響を分析するために、米国カリフォルニア州サンクレメンテのライフモデラー・インク（LifeModeler, Inc.）から市販されているソフトウエアプログラムLifeMOD/模擬膝（LifeMOD/Knee Sim）、バージョン1007.1.0ベータ16を用いて、実行された。このような分析に基づいて、約３０°〜約９０°の屈曲角度範囲内の屈曲角度で約０．５ｍｍ〜約５ｍｍまたはそれ以上の範囲内の距離だけ、顆表面の曲率半径を増加させることによって、脛骨ベアリングに対する大腿骨構成要素の奇異な前方への並進運動が低減され得るか、あるいは別様に、遅延され得ると確認された。

例えば、図８に示されたグラフ２００は、顆表面の曲率半径が、３０°の屈曲角度、５０°の屈曲角度、７０°の屈曲角度および９０°の屈曲角度で０．５ｍｍだけ増加される（すなわち、２５．０ｍｍから２５．５ｍｍへと増加される）大腿骨構成要素を用いた、深い膝曲げ模擬実験の結果を示している。同様に、図９に示されたグラフ３００は、顆表面の曲率半径が、３０°の屈曲角度、５０°の屈曲角度、７０°の屈曲角度および９０°の屈曲角度で１．０ｍｍだけ増加される（すなわち、２５．０ｍｍから２６．０ｍｍへと増加される）大腿骨構成要素を用いた、深い膝曲げ模擬実験の結果を示している。図１０に示されたグラフ４００は、顆表面の曲率半径が、３０°の屈曲角度、５０°の屈曲角度、７０°の屈曲角度および９０°の屈曲角度で２．０ｍｍだけ増加される（すなわち、２５．０ｍｍから２７．０ｍｍへと増加される）大腿骨構成要素を用いた、深い膝曲げ模擬実験の結果を示している。さらに、図１１に示されたグラフ５００は、顆表面の曲率半径が、３０°の屈曲角度、５０°の屈曲角度、７０°の屈曲角度および９０°の屈曲角度で５．０ｍｍだけ増加される（すなわち、２５．０ｍｍから２６．０ｍｍへと増加される）大腿骨構成要素を用いた、深い膝曲げ模擬実験の結果を示している。

グラフ２００、３００、４００、５００において、大腿骨構成要素の内側顆（「med」）および外側顆（「lat」）の最下顆点または最も遠位側の点（CLP）は、脛骨ベアリングに対する大腿骨構成要素の相対位置の表示としてグラフ化されている。このような表示であることから、下降斜線は、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の後退（roll-back）を示し、かつ、上昇斜線は、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の前方への並進運動を示している。

グラフ２００、３００、４００、５００で示されているように、大腿骨構成要素の前方へのスライドは、各実施の形態において、約１００°の屈曲角度になった後まで、遅延されると共に、前方への並進運動距離は、約１ｍｍ未満に制限された。具体的には、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の「後退」は、より初期の屈曲角度で顆表面の曲率半径をより大きく増加することによって促進された。勿論、当該曲率半径の増加が導入される場合における曲率半径および屈曲角度の増加量は、患者の膝の生体構造上の関節空間、脛骨ベアリングの寸法およびこれらの同等物等の他の因子によって制限されている。とにかく、グラフ２００、３００、４００、５００中に記録された模擬実験に基づいて、脛骨ベアリング上での大腿骨構成要素の奇異な前方への並進運動は、初期屈曲角度から中期屈曲角度までの間、大腿骨構成要素の顆表面の曲率半径を増加させることによって、低減され得るか、あるいは別様に、遅延され得る。

したがって、図６および図７に戻って参照すると、矢状面内の顆表面１００は、いくつかの湾曲面部分１０２、１０４、１０６、１０８から部分的に構成されており、当該各湾曲面部分の矢状端部は、顆表面１００の、隣接するいずれかの湾曲面部分の矢状端部に接している。湾曲面部分１０２、１０６、１０８は、それぞれ、曲率半径によって画定されている。具体的には、湾曲面部分１０２は、曲率半径Ｒ１によって画定されており、湾曲面部分１０６は、曲率半径Ｒ３によって画定されており、湾曲面部分１０８は、曲率半径Ｒ４によって画定されている。さらに、以下において、さらに詳述されるように、湾曲面部分１０４は、第１の曲率半径Ｒ１から第２の曲率半径Ｒ２への漸進的な推移を与えるように設計されている。この漸進的な推移を与えるために、湾曲面部分１０４は、複数の湾曲面部分１１０、１２０によって画定されており、湾曲面部分１１０、１２０は、それぞれ、別の曲率半径Ｒ５によって画定されている。

上述されたように、大腿骨構成要素１２の顆表面１００は、湾曲面部分１０６の曲率半径Ｒ３が湾曲面部分１０４の曲率半径Ｒ２より大きくなるように構成されている。一つの実施の形態において、曲率半径Ｒ３は、曲率半径Ｒ２より０．５ｍｍ以上だけ大きい。他の実施の形態において、曲率半径Ｒ３は、曲率半径Ｒ２より２ｍｍ以上だけ大きい。他の実施の形態において、曲率半径Ｒ３は、曲率半径Ｒ２より２ｍｍ以上だけ大きい。特定の実施の形態において、曲率半径Ｒ３は、曲率半径Ｒ２より、少なくとも５ｍｍ以上だけ大きい。しかし、曲率半径Ｒ２と曲率半径Ｒ３との間での曲率半径の具体的な増加量は、一部の実施の形態において、大腿骨構成要素１２の特定寸法に基づいて設定され得るか、あるいは、当該特定寸法を基準にして増減され得ることは、正当に理解されるはずである。

湾曲面部分１０２、１０４、１０６、１０８は、それぞれ、異なる屈曲角度範囲で、脛骨ベアリング１４のベアリング表面４２（または４４）に接触している。例えば、湾曲面部分１０２は、より初期の屈曲角度θ１から、より後期の屈曲角度θ２までの範囲内に延在する。湾曲面部分１０４は、屈曲角度θ２から、より後期の屈曲角度θ３までの範囲内に延在する。湾曲面部分１０６は、屈曲角度θ３から、より後期の屈曲角度θ４までの範囲内に延在する。

例えば、一つの実施の形態において、湾曲面部分１０２は、約−１０°の屈曲角度θ１（すなわち、１０°の過伸展の状態）から約５°の屈曲角度θ２までの範囲内に延在してよい。湾曲面部分１０４は、約５°の屈曲角度θ２から約６５°の屈曲角度θ３までの範囲内に延在する。湾曲面部分１０６は、約６５°の屈曲角度θ３から約９０°の屈曲角度θ４までの範囲内に延在し、湾曲面部分１０８は、約９０°の屈曲角度θ４から約１０４°の屈曲角度θ５までの範囲内に延在する。

しかし、湾曲面部分１０２、１０４、１０６、１０８は、それぞれ、上述された屈曲角度とは異なる屈曲角度から延在することがあることは、正当に理解されるはずである。例えば、湾曲面部分１０２、１０４、１０６、１０８が延在する範囲内の特定の屈曲角度は、大腿骨構成要素１０のタイプ（例えば、後十字靱帯温存型または後方安定型）、大腿骨構成要素１０の寸法、および／または、これらの同等物に基づいてもよいか、あるいは別様に、当該情報に基づいて決定されてもよい。

上述されたように、湾曲面部分１０４は、曲率半径Ｒ１から曲率半径Ｒ２へ漸進的に推移するように設計されている。この漸進的な推移のために、図５に示されているような一つの実施の形態において、湾曲面部分１０４は、複数の湾曲面部分１１０によって画定されている。図５の例示的な実施の形態において、湾曲面部分１０４は、６個の湾曲面部分１１０Ａ、１１０Ｂ、１１０Ｃ、１１０Ｄ、１１０Ｅ、１１０Ｆによって画定されているが、他の実施の形態において、より多いまたは少ない複数の湾曲面部分１１０によって画定されてもよいか、あるいは別様に、含んでよい。使用される湾曲面部分１１０の特定の数は、例えば、湾曲面部分１０４によって定められた角度の大きさに基づいてもよい。

顆表面１００の湾曲面部分１１０のそれぞれは、異なる屈曲角度範囲で、脛骨ベアリング１４のベアリング表面４２（または４４）に接触している。例えば、湾曲面部分１１０Ａは、屈曲角度θ２から、より後期の屈曲角度θＣ１までの範囲内に延在し、湾曲面部分１１０Ｂは、屈曲角度θＣ１から、より後期の屈曲角度θＣ２までの範囲内に延在し、湾曲面部分１１０Ｃは、屈曲角度θＣ２から、より後期の屈曲角度θＣ３までの範囲内に延在し、湾曲面部分１１０Ｄは、屈曲角度θＣ３から、より後期の屈曲角度θＣ４までの範囲内に延在し、湾曲面部分１１０Ｅは、屈曲角度θＣ４から、より後期の屈曲角度θＣ５までの範囲内に延在し、湾曲面部分１１０Ｆは、屈曲角度θＣ５から、より後期の屈曲角度θ３までの範囲内に延在する。

図５の例示的な実施の形態において、湾曲面部分１１０のそれぞれは、実質的に等しい屈曲角度で延在している。すなわち、θ２とθＣ１との間、θＣ１とθＣ２との間、θＣ２とθＣ３との間、θＣ３とθＣ４との間、θＣ４とθＣ５との間、および、θＣ５とθ３との間の屈曲角度は、実質的に等しい。一つの特定の実施の形態において、各湾曲面部分１１０は、約１０°で延在している。しかし、他の実施の形態において、各湾曲面部分１１０は、より大きい、あるいは、より小さい屈曲角度で延在してもよい。具体的には、一つの実施の形態において、各湾曲面部分は、約１°から約１５°までの角度の範囲内に延在する（すなわち、ある角度を定めている）。

湾曲面部分１１０のそれぞれは、曲率半径Ｒ５によって画定されている。すなわち、湾曲面部分１１０Ａは、曲率半径Ｒ５Ａによって画定されており、湾曲面部分１１０Ｂは、曲率半径Ｒ５Ｂによって画定されており、湾曲面部分１１０Ｃは、曲率半径Ｒ５Ｃによって画定されており、湾曲面部分１１０Ｄは、曲率半径Ｒ５Ｄによって画定されており、湾曲面部分１１０Ｅは、曲率半径Ｒ５Ｅによって画定されており、湾曲面部分１１０Ｆは、曲率半径Ｒ５Ｆによって画定されている。各曲率半径Ｒ５は、前方側で隣接する曲率半径Ｒ５より小さい（すなわち、短い長さを有している）。すなわち、Ｒ５Ｆは、Ｒ５Ｅより小さく、Ｒ５ＥはＲ５Ｄより小さく、Ｒ５ＤはＲ５Ｃより小さく、Ｒ５ＣはＲ５Ｂより小さく、かつ、Ｒ５ＢはＲ５Ａより小さい。例えば、一つの実施の形態において、各曲率半径Ｒ５は、約０．１ｍｍから約５ｍｍまでの範囲内の長さだけ、前方側で隣接する曲率半径Ｒ５より短い長さを有してもよい。しかし、他の実施の形態において、各曲率半径Ｒ５は、当該半径の値より長いか、あるいは、短い長さだけ、前方側で隣接する曲率半径Ｒ５より短い長さを有してもよい。各曲率半径Ｒ５の特定の長さは、特定の用途、湾曲面部分１０４の長さ、定義された数式、および／または、これらの同等物に基づいて決定されてもよい。

ここで、図７を参照すると、他の実施の形態において、湾曲面部分１０４は、複数の湾曲面部分１２０によって形成されてもよく、各湾曲面部分１２０は、異なる角度で延在している（すなわち、異なる大きさの角度を定めている）。例えば、図７の例示的な実施の形態において、湾曲面部分１０４は、１０個の湾曲面部分１２０Ａ、１２０Ｂ、１２０Ｃ、１２０Ｄ、１２０Ｅ、１２０Ｆ、１２０Ｇ、１２０Ｈ、１２０Ｉ、１２０Ｊによって画定されている。湾曲面部分１２０Ａは、屈曲角度θ１から、より後期の屈曲角度θＣ１までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｂは、屈曲角度θＣ１から、より後期の屈曲角度θＣ２までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｃは、屈曲角度θＣ２から、より後期の屈曲角度θＣ３までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｄは、屈曲角度θＣ３から、より後期の屈曲角度θＣ４までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｅは、屈曲角度θＣ４から、より後期の屈曲角度θＣ５までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｆは、屈曲角度θＣ５から、より後期の屈曲角度θＣ６までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｇは、屈曲角度θＣ６から、より後期の屈曲角度θＣ７までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｈは、屈曲角度θＣ７から、より後期の屈曲角度θＣ８までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｉは、屈曲角度θＣ８から、より後期の屈曲角度θＣ９までの範囲内に延在し、湾曲面部分１２０Ｊは、屈曲角度θＣ９から、より後期の屈曲角度θ３までの範囲内に延在する。

上述されたように、湾曲面部分１２０のそれぞれは、異なる屈曲角度で延在している。すなわち、θ２とθＣ１との間、θＣ１とθＣ２との間、θＣ２とθＣ３との間、θＣ３とθＣ４との間、θＣ４とθＣ５との間、θＣ５とθＣ６との間、θＣ６とθＣ７との間、θＣ７とθＣ８との間、θＣ９とθ３との間の屈曲角度は、互いに異なっている。一部の実施の形態において、各湾曲面部分１２０は、前方側で隣接する湾曲面部分１２０によって定められた角度より小さい角度を定めている。例えば、図７の例示的な実施の形態において、湾曲面部分１２０Ａは、約１０°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｂは、約９°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｃは、約８°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｄは、約７°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｅは、約６°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｆは、約５°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｇは、約４°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｈは、約３°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｉは、約２°で延在しており、湾曲面部分１２０Ｊは、約１°で延在している。

図７の例示的な実施の形態において、各湾曲面部分１２０は、前方側で隣接する湾曲面部分１２０より１°小さい角度を定めているが、湾曲面部分１２０は、他の実施の形態において、１°より大きな角度だけ、前方側で隣接する湾曲面部分１２０より小さい角度を定めてもよい。さらに、他の実施の形態において、各湾曲面部分１２０は、前方側で隣接する湾曲面部分１２０によって定められた角度より大きい角度を定めてもよい。例えば、各湾曲面部分１２０は、一部の実施の形態において、約０．５°、１°またはそれ以上の角度だけ、前方側で隣接する湾曲面部分１２０によって定められた角度より大きい角度を定めてもよい。さらに、一部の実施の形態において、湾曲面部分１２０のそれぞれは、種々の大きさの角度を定めてもよい。すなわち、各湾曲面部分１２０は、一部の実施の形態において、前方側で隣接する湾曲面部分１２０よりも大きいか、あるいは、小さくてもよい。

大腿骨構成要素１２の顆表面１００の全体形状および設計は、大腿骨構成要素１２の一つの顆５２、５４に関連して、上述された。一部の実施の形態において、大腿骨構成要素１２の顆５２、５４の両方は、対称であってもよく、また、同様の顆表面１００を有していると正当に理解されるはずである。しかし、他の実施の形態において、大腿骨構成要素１２の顆５２、５４は、非対称であってもよい。すなわち、顆５２、５４は、それぞれ、この明細書で説明された特徴を有するけれども他方の顆５２、５４とは非対称とされる、顆表面１００を有してもよい。

本出願の開示内容が図面において図示され、かつ、先の説明中で詳述されたが、このような図示および説明は、例示であって制約的な性質を持つものではないとみなされ、単なる例示の実施の形態は図示され、かつ、説明されると共に、当該開示内容の精神内に入る全ての変更および修正は保護されるべきであるとされるのが望ましいと理解される。

本出願の開示内容には、この明細書で説明された装置および組立体の種々の特徴に起因する複数の利点がある。本出願の開示内容の装置および組立体の代替の実施の形態がこの明細書で説明された全ての特徴を含まなくてもよく、さらに、当該特徴の少なくとも一部の利点からの恩恵を受け得る点が留意されるはずである。この技術分野における当業者は、本発明の一つ以上の特徴を組み込み、かつ、この明細書に添付された特許請求の範囲の請求項によって規定された本発明の精神および範囲内に入る装置および組立体の実施を容易に考案することができる。
〔実施の態様〕
（１） 整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
矢状面内で湾曲した顆表面を有する大腿骨構成要素と、
前記大腿骨構成要素の前記顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面を有する脛骨ベアリングと、
を含み、
前記顆表面は、（i）約３０°未満の第１の屈曲角度時において前記顆表面上の第１の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（ii）約４５°より大きな第２の屈曲角度時において前記顆表面上の第２の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（iii）前記第２の屈曲角度より大きな第３の屈曲角度時において前記顆表面上の第３の接触点で前記ベアリング表面に接触するものであり、
前記矢状面内の前記顆表面は、前記第１の接触点に第１の曲率半径、前記第２の接触点に第２の曲率半径、および、前記第３の接触点に第３の曲率半径を有しており、前記第３の曲率半径は、少なくとも０．５ｍｍだけ、前記第２の曲率半径より大きいものであり、
前記第１の接触点と前記第２の接触点との間の前記矢状面内の前記顆表面は、複数の湾曲面部分を含み、各湾曲面部分は、異なる曲率半径を有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（２） 実施態様１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記第１の屈曲角度は、０°から１０°までの範囲内にあり、前記第２の屈曲角度は、６０°から７０°までの範囲内にあり、前記第３の屈曲角度は、８０°から１１０°までの範囲内にある、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（３） 実施態様２に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記第１の屈曲角度は、約５°であり、前記第２の屈曲角度は、約６５°であり、前記第３の屈曲角度は、約９０°である、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（４） 実施態様１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、前記最も前方の湾曲面部分の曲率半径は、前記複数の湾曲面部分のうちの他の任意の湾曲面部分の曲率半径より大きな長さを有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（５） 実施態様４に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（６） 実施態様５に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、０．１ｍｍから５ｍｍまでの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（７） 実施態様６に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、１ｍｍから３ｍｍまでの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（８） 実施態様７に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、約１ｍｍだけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（９） 実施態様１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めており、前記複数の湾曲面部分によって定められた各角度は、ほぼ等しい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１０） 実施態様１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
（i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より小さい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１１） 実施態様１０に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、０．５°から５°までの範囲内の角度だけ、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より小さい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１２） 実施態様１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
（i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より大きい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１３） 実施態様１２に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、０．５°から５°までの範囲内の角度だけ、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より大きい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１４） 整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
矢状面内で湾曲した顆表面を有する大腿骨構成要素と、
前記大腿骨構成要素の前記顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面を有する脛骨ベアリングと、
を含み、
前記顆表面は、（i）０°から約３０°までの範囲内の第１の屈曲角度時において前記顆表面上の第１の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（ii）４５°から９０°までの範囲内の第２の屈曲角度時において前記顆表面上の第２の接触点で前記ベアリング表面に接触するものであり、
前記第１の接触点と前記第２の接触点との間の前記矢状面内の前記顆表面は、少なくとも５個の湾曲面部分を含み、各湾曲面部分は、他の任意の湾曲面部分とは異なる長さを有する曲率半径を有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１５） 実施態様１４に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、前記最も前方の湾曲面部分の曲率半径は、前記複数の湾曲面部分のうちの他の任意の湾曲面部分の曲率半径より大きな長さを有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１６） 実施態様１５に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１７） 実施態様１６に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、１ｍｍから３ｍｍまでの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１８） 実施態様１４に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
（i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より小さい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（１９） 実施態様１４に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
（i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、対応する角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より大きい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
（２０） 整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
矢状面内で湾曲した顆表面を有する大腿骨構成要素と、
前記大腿骨構成要素の前記顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面を有する脛骨ベアリングと、
を含み、
前記顆表面は、（i）０°から約３０°までの範囲内の第１の屈曲角度時において前記顆表面上の第１の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（ii）４５°から９０°までの範囲内の第２の屈曲角度時において前記顆表面上の第２の接触点で前記ベアリング表面に接触するものであり、
前記第１の接触点と前記第２の接触点との間の前記矢状面内の前記顆表面は、少なくとも５個の湾曲面部分を含み、各湾曲面部分は、対応する、実質的に等しい角度を定め、他の任意の湾曲面部分とは異なる曲率半径を有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。

整形外科用の膝関節プロテーゼの一つの実施の形態を示す分解組立斜視図である。 整形外科用の膝関節プロテーゼの他の実施の形態を示す分解組立斜視図である。 図１の大腿骨構成要素および脛骨ベアリングの一つの実施の形態の線２-２に概ね沿った断面図であって、当該大腿骨構成要素が第１の屈曲角度で関節接合した断面図である。 図３の大腿骨構成要素および脛骨ベアリングの断面図であって、当該大腿骨構成要素が第２の屈曲角度で関節接合した断面図である。 図３の大腿骨構成要素および脛骨ベアリングの断面図であって、当該大腿骨構成要素が第３の屈曲角度で関節接合した断面図である。 図１の大腿骨構成要素の他の実施の形態を示す断面図である。 図１の大腿骨構成要素の他の実施の形態を示す断面図である。 増加した曲率半径を有し、種々の屈曲角度に配された模擬大腿骨構成要素の前後並進運動を示すグラフである。 増加した曲率半径を有し、種々の屈曲角度に配された他の模擬大腿骨構成要素の前後並進運動を示すグラフである。 増加した曲率半径を有し、種々の屈曲角度に配された他の模擬大腿骨構成要素の前後並進運動を示すグラフである。 増加した曲率半径を有し、種々の屈曲角度に配された他の模擬大腿骨構成要素の前後並進運動を示すグラフである。

Claims (10)

1. 整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   矢状面内で湾曲した顆表面を有する大腿骨構成要素と、
   前記大腿骨構成要素の前記顆表面と関節接合するように構成されたベアリング表面を有する脛骨ベアリングと、
   を含み、
   前記顆表面は、（i）３０°未満の第１の屈曲角度時において前記顆表面上の第１の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（ii）４５°より大きな第２の屈曲角度時において前記顆表面上の第２の接触点で前記ベアリング表面に接触し、（iii）前記第２の屈曲角度より大きな第３の屈曲角度時において前記顆表面上の第３の接触点で前記ベアリング表面に接触するものであり、
   前記矢状面内の前記顆表面は、前記第１の接触点に第１の曲率半径、前記第２の接触点に第２の曲率半径、および、前記第３の接触点に第３の曲率半径を有しており、前記第３の曲率半径は、少なくとも０．５ｍｍだけ、前記第２の曲率半径より大きいものであり、
   前記第１の接触点と前記第２の接触点との間の前記矢状面内の前記顆表面は、複数の湾曲面部分を含み、各湾曲面部分は、異なる曲率半径を有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
2. 請求項１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、前記最も前方の湾曲面部分の曲率半径は、前記複数の湾曲面部分のうちの他の任意の湾曲面部分の曲率半径より大きな長さを有している、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
3. 請求項２に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
4. 請求項３に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、０．１ｍｍから５ｍｍまでの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
5. 請求項４に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、１ｍｍから３ｍｍまでの範囲内の距離だけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
6. 請求項５に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記最も前方の湾曲面部分より後方の各湾曲面部分の曲率半径の長さは、１ｍｍだけ、前方側で隣接する湾曲面部分の曲率半径の長さより短い、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
7. 請求項１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、屈曲角度を定めており、前記複数の湾曲面部分によって定められた各角度は、ほぼ等しい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
8. 請求項１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   （i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、屈曲角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より小さい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
9. 請求項８に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
   前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、０．５°から５°までの範囲内の角度だけ、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より小さい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。
10. 請求項１に記載の整形外科用の膝関節プロテーゼにおいて、
    （i）前記複数の湾曲面部分は、最も前方の湾曲面部分を含み、（ii）前記複数の湾曲面部分のそれぞれは、屈曲角度を定めており、前記最も前方の湾曲面部分より後方の、前記湾曲面部分のそれぞれによって定められた角度は、前方側で隣接する湾曲面部分によって定められた角度より大きい、整形外科用の膝関節プロテーゼ。

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