JP2010022827A - 運動学的様態が向上した膝関節プロテーゼ - Google Patents

Abstract

【課題】天然の膝の生来の安定性および運動学的様態をより厳密に再生する膝プロテーゼを提供する。
【解決手段】膝置換システムは、第１の内側-外側平面で第１の基点を備えた第１の曲率半径によって定められた近位脛骨後方カミング部分と、第２の内側-外側平面で第２の基点を備えた第２の曲率半径によって定められた遠位脛骨後方カミング部分と、第１の内側-外側平面で第３の基点を備えた第３の曲率半径によって定められた後方カムの前方大腿骨カミング部分と、第２の内側-外側平面で第４の基点を備えた第４の曲率半径によって定められた後方カムの後方大腿骨カミング部分と、を含み、第２の基点は第１の基点より外側脛骨部分に近く、または、第４の基点は第３の基点より内側大腿骨部分に近い。
【選択図】図５

Description

開示の内容

John L. Williamsらによる2008年6月30日出願の米国特許出願第12/165,579号、名称「Orthopaedic Femoral Component Having Controlled Condylar Curvature」、Christel M. Wagnerによる2008年6月30日出願の米国特許出願第12/165,574号、名称「Posterior Cruciate-Retaining Orthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar curvature」、Joseph G. Wyssによる2008年6月30日出願の米国特許出願第12/165,575号、名称「Posterior Stabilized Orthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature」、Joseph G. Wyssによる2008年6月30日出願の米国特許出願第12/165,582号、名称「Posterior Stabilized Orthopaedic Prosthesis」、および、Joseph G. Wyssによる2008年6月30日出願の米国仮特許出願第61/007,124号、名称「Orthopaedic Knee Prosthesis Having Controlled Condylar Curvature」への相互参照がなされ、上記各出願は、その全てが参照により本明細書に組み込まれる。本発明の原理は、上記特許出願に開示された特徴と組み合わされてよい。

〔発明の分野〕
本発明は、概して人体の関節用のプロテーゼに関し、より具体的には、膝用のプロテーゼに関する。

〔発明の背景〕
膝関節は、動的活動の間、６段階の動きを提供する。このような活動の１つは、膝関節の深い屈曲または曲げである。６段階の動きは、膝関節における骨および軟組織の複雑な運動または運動学的様態によって、生じる。ほとんどの個人は、考えることなく膝関節の複雑な運動を制御することができる。意識的な制御をしていないことから、膝関節の屈曲および（脚を真っ直ぐにする時の）伸展などの活動を生じさせるのに必要な多くの異なる構成要素の間の入り組んだ相互作用が実際のとおりには認識されない。

膝関節は、大腿骨の遠位端部と脛骨の近位端部との骨の界面を含む。膝蓋が、大腿骨の遠位端部を覆うように位置付けられており、また、大腿の前方の長い筋肉（大腿四頭筋）の腱の内部に位置付けられている。この腱は脛骨粗面の中に挿入しており、膝蓋の後方表面は滑らかで、大腿骨の上を滑る。

大腿骨は、２つの大きな隆起（内側顆および外側顆）を備えて構成され、これらは実質的に滑らかで、それぞれ、脛骨の内側プラトーおよび外側プラトーと関節接合する。脛骨のプラトーは、実質的に滑らかで、わずかに椀状にくぼんでおり、それによって、大腿骨顆を受容するためのちょっとした容器を提供する。大腿骨、脛骨および膝蓋の複雑な相互作用は、膝関節、半月板、腱による筋肉の結合、および靭帯の、骨性の構造（bony structure）の幾何学的形態によって制約される。膝関節の靭帯には、膝蓋靭帯、内側側副靭帯、外側側副靭帯、前十字靭帯（ALC）および後十字靭帯（PCL）が含まれる。膝の運動学的様態（kinematics）は、関節を円滑にする滑液によってさらに影響を受ける。

膝関節が屈曲によって動く際に様々な膝構成要素が相互作用する仕方を理解することに、多くの研究が向けられてきた。このような研究の１つが、2005年2月のJournal of Biomechanics, Volume 38, Issue 2の269〜276ページにおけるP. Johalらの「Tibio-femoral movement in the living knee. A study of weight bearing and non-weight bearing knee kinematics using ‘interventional’ MRI，」と題される記事に報告された。上記の記事は図面２を含んでおり、この図面から、グラフ１０として図１に示されたデータが導き出されている。グラフ１０は、膝が屈曲によって動く際の、脛骨に対する天然の膝の内側顆および外側顆の基準点の場所を示す。グラフ１０の線１２は、外側顆が、深い屈曲によって、一定の前後の並進運動を呈することを表し、一方、線１４は、内側顆が、約９０度の屈曲まで、脛骨プラトー上のほぼ同じ場所に留まることを表す。９０度の屈曲を超えると、内側顆は、前後の並進運動を呈する。

内側顆および外側顆の下部（接）点は、顆と大腿骨平面との間の実際の接触点ではない。むしろ、これらの点は、Ｘ線透視法を使用して観察され得る、顆の最も低い部分を表現している。実際の接触点は、概して、下部（接）点よりもさらに後方の場所である。にもかかわらず、下部（接）点の使用は、構成要素間の設計変数（design variables）の変更による影響を比較するための妥当な基準を提供する。

損傷または疾病は、膝の骨、関節軟骨および靭帯を劣化させ得る。膝関節の正常な状態からのこのような変化は、最終的には、自然の膝が適切に機能する能力に変調をもたらし得、痛みおよび動きの範囲の減少につながり得る。膝関節の劣化から結果としてもたらされる状態を改善するために、大腿骨および脛骨の、整えられた端部に据え付けられる人工膝が開発されてきた。

膝置換処置の間、可能な限りにおいて、軟組織への損傷は避けられるが、一部の組織は、大腿骨および脛骨の一部を置換する際に必然的に犠牲になる。ゆえに、通常の個人は、意識的に考えることなく筋肉線維、靭帯および腱の伸張を如何に調節して、現在の膝の位置付けから所望の位置付けまで滑らかな移行を提供するかを習得しているが、組織の犠牲は、膝の物理的特性を変化させる。したがって、健康な膝または手術前の膝における屈曲および伸展などの運動を引き起こすために使用される軟組織の構成は、膝がプロテーゼと置換されると、もはや同じ結果を得ることはなくなる。加えて、軟組織の犠牲が、結果として膝関節の安定性の減少をもたらす。

軟組織への損傷の結果としてもたらされる安定性の損失を補うために、４つの一般的なタイプのインプラントが開発されてきた。１つのアプローチでは、PCLが保持される。PCLが保持されると、患者は、深い膝曲げ運動の間、大腿骨の外側顆と脛骨との間の接触点の不自然な（普通とは異なる）前方並進運動を頻繁に経験する。屈曲によって膝が動く際のロールバックまたはスリップではなく、大腿骨は、脛骨プラットフォームに沿って前方にスライドする。普通とは異なる前方並進運動は、約１２０度までの屈曲で始まり得るが、通常、３０〜４０度の屈曲で起きる。関節の安定性の結果的な損失は、摩耗を促進し得、日常生活の特定の活動の間の不安定な感覚を引き起こし得、結果として異常な膝関節の動き（運動学的様態）をもたらし得、また／または、結果として大腿四頭筋に動的なモーメントアームの減少をもたらして、運動を制御するため力の増加を要求し得る。

例として、図２は、天然の膝の形状の模造を試みた、典型的な先行技術の大腿骨部品２０の矢状図を図示している。大腿骨部品２０は、概して線２４の前方にある伸展領域２２および線２４の後方にある屈曲領域２６を含む。可能な限り多くの屈曲を提供しつつ関節腔の内部に適合するために、伸展領域２２は大きな曲率半径（Ｒ_ｃ）２８で形成され、一方、屈曲領域２６の後方部分には小さいＲ_ｃ３０が使用される。曲率半径の長さの変化と同時存在的に、曲率半径の基点が、Ｒ_ｃ２８の基点３２から、Ｒ_ｃ３０の基点３４に変化する。

減少した曲率半径により定められた屈曲エリアに顆表面を備える典型的な先行技術の大腿骨部品を使用しての、深い膝曲げ模擬実験の結果が図３の並進運動チャート４０に示されており、この図は、装置が屈曲（ｘ軸）によって動かされる際、内側顆および外側顆が脛骨部品に接触する、脛骨部品上の位置（ｙ軸）を示す。この模擬実験は、カリフォルニア州サンクレメンテのBiomechanics Research Group, Inc.からLifeMOD/KneeSIMの名で市販されているマルチボディダイナミクスプログラムで実施された。モデルには、脛骨-大腿骨および膝蓋骨-大腿骨の接触、受動的な軟組織（passive soft tissue）、ならびに能動的な筋肉要素が含まれた。

チャート４０の線４２および線４４は、それぞれ、外側顆表面および内側顆表面の、推定される下部（接）点を示す。線４２および線４４の双方は、最初、０度〜３０度の間の屈曲で、後方に（図３に見られるように下向きに）進んでいる。これは、大腿骨部品が、屈曲角度が増加するにつれて、脛骨部品上を後方にロールしていることを表す。約３０°の屈曲を超えると、推定される外側顆の下部（接）点の線４２は、約５ｍｍの並進運動からわずかに前方に移り、一方、推定される内側顆の下部（接）点の線４４は、急速に前方に動く。双方の表面の前方方向への移動は、普通とは異なる前方並進運動が、約３０度を超えると発生していることを示す。３０°の屈曲を超えた線４２および線４４と、図１の線１２および線１４との比較は、天然の膝と、天然の膝の幾何学的形態を模造した置換膝との間の運動学的様態における顕著な格差を明らかにしている。

加えて、図２に戻ると、脛骨部品（不図示）との接触が、Ｒ_ｃ２８によって定められる顆表面に沿って発生するように、大腿骨部品２０が屈曲されると、軟組織によって膝に及ぼされる力は、Ｒ_ｃ２８の長さおよび基点３２に部分的に基づいて、滑らかな運動を提供するように調節される。顆表面がＲ_ｃ２８からＲ_ｃ３０へ移行する角度を通過して、大腿骨部品２０が動かされると、膝は、最初、Ｒ_ｃ２８に沿って動き続けるかのように、制御され得る。大腿骨部品２０が動き続けると、膝の実際の構成は、仮に脛骨部品（不図示）と接触している表面がＲ_ｃ２８によってまだ定められているとすれば得られる構成から逸脱する。逸脱が感知されると、軟組織の力が、基点３４を備えるＲ_ｃ３０によって定められる表面に沿った運動にとって適切な構成に急速に再構成されることが確信される。天然の膝では発生しないと確信されているこの急激な構成の変化が、不安定感の一因となる。

さらには、2003年12月8〜10日のNIH Consensus Development Conference on Total Knee ReplacementにおけるAndriacchi, T.P.の「The Effect of Knee Kinematics, Gait and Wear on the Short and Long-Term Outcomes of Primary Total Knee Replacement」61〜62ページの報告によると、天然の膝では、０度〜１２０度の屈曲が、脛骨に対する大腿骨の凡そ１０度の外旋を伴い、一方、１２０度〜１５０度の屈曲では、さらに２０度の外旋が要求される。ゆえに、屈曲度合いあたり約０．００８度の外旋の最初の割合が０度〜１２０度の屈曲で呈され、これは、１２０度〜１５０度の屈曲における屈曲度合いあたり０．６７度の外旋割合へと増加する。この外旋により、膝は深く屈曲するよう動くことが可能になる。

報告された、天然の膝の外旋は、図１のデータによって支持される。具体的には、約９度〜９０度の屈曲で、線１２の傾斜は、絶えず下向きであり、外側顆表面の最も低い点が継続的に後方に進んでいることを表す。しかしながら、線１４は、約９度の屈曲〜９０度の屈曲まで前方に動いている。ゆえに、この違いは専ら外旋によるものであると仮定すると、大腿骨構成要素は、膝が９度の屈曲から約９０度の屈曲へと動くのにつれて、外旋している。９０度の屈曲を超えると、線１２および線１４は、双方の顆表面が後方に動いていることを示す。しかしながら、外側顆表面は、後方方向に、より急速に動いている。したがって、線１２と線１４との間の隔たりは、９０度を超えて拡大し続け、膝のさらなる外旋が発生していることを表す。

図４は、図３の結果を提供したテストの間における大腿骨に対する脛骨の内旋（モデリングの見地から、脛骨に対する大腿骨の外旋と同じであり、これら双方が本明細書中、「φ_i-e」として特定される）を示す。グラフ５０は線５２を含み、この線５２は、テストされた部品が１３０度の屈曲まで操作されると、φ_i-eが約７度の最大値に到達したことを示す。約０度の屈曲〜約２０度の屈曲の間、φ_i-eは、屈曲度合いあたり−０．０５度の内旋の変化率で、１度から０度に変わる。約２０度の屈曲〜５０度の屈曲の間、内旋は、屈曲度合いあたり０．０３度の内旋の変化率で、０度から１度に変わる。約５０度〜１３０度の間では、グラフ５０は、屈曲度合いあたり０．０７５度の内旋の変化率で、約１度から約７度への内旋のほぼ直線状の増加を呈する。したがって、先行技術の大腿骨部品を組み込んだ膝関節のφ_i-eは、天然の膝のφ_i-eとは著しく異なる。

天然の膝の運動学的様態に、より類似した運動学的様態を提供するために、様々な試みがなされてきた。例えば、一タイプのインプラントにおける、普通とは異なる前方並進運動の問題は、PCLを犠牲にし、かつ、関節の幾何学的形態に依存して安定性を提供することにより、対処される。別のタイプのインプラントでは、インプラントが制約される。つまり、大腿骨部品と脛骨部品との間に現行の連結（actual linkage）が使用される。別のタイプのインプラントでは、PCLが、大腿骨部品のカムおよび脛骨部品のポストと置換される。前述のアプローチは、普通とは異なる前方並進運動に対していくらかの効力を有するが、これらは、天然の膝が呈する他の運動学的様態を提供しない。

必要とされるのは、回転およびロールバックを管理することなどにより、天然の膝の生来の安定性および運動学的様態をより厳密に再生する膝プロテーゼである。

〔概要〕
本発明は、膝置換システムである。一実施形態では、プロテーゼ関節は、（ｉ）後方脛骨カムの外側部分から後方脛骨カムの内側部分まで延び、（ｉｉ）第１の内側-外側平面で第１の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第１の基点を有する、近位脛骨カミング部分と、（ｉ）後方脛骨カムの外側部分から後方脛骨カムの内側部分まで延び、（ｉｉ）第２の内側-外側平面で第２の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第２の基点を有する、遠位脛骨カミング部分と、（ｉ）後方大腿骨カムの外側部分から後方大腿骨カムの内側部分まで延び、（ｉｉ）第１の内側-外側平面で第３の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第３の基点を有する、前方大腿骨カミング部分と、後方大腿骨カムの外側部分から後方大腿骨カムの内側部分まで延び、第２の内側-外側平面で第４の曲率半径によって定められ、かつ、第４の基点を有する、後方大腿骨カミング部分と、を含み、第２の基点は第１の基点より外側脛骨部分に近く、または、第４の基点は第３の基点より内側大腿骨部分に近い。

さらなる実施形態では、膝プロテーゼは、複数の曲率半径によって定められる後方カミング表面を含む脛骨カムであって、複数の脛骨曲率半径の各々は、（ｉ）カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置し、（ｉｉ）複数の脛骨曲率半径のうちの他の脛骨曲率半径の基点の各々から、内側-外側方向に離間した基点を有する、脛骨カムと、複数の曲率半径によって定められる遠位カミング表面を含む後方大腿骨カムであって、複数の大腿骨曲率半径の各々は、カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置する、後方大腿骨カムと、を含む。

別の実施形態では、膝プロテーゼは、複数の曲率半径によって定められる後方カミング表面を含む脛骨カムであって、複数の脛骨曲率半径の各々は、カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置する、脛骨カムと、複数の曲率半径によって定められる遠位カミング表面を含む後方大腿骨カムであって、複数の大腿骨曲率半径の各々は、（ｉ）カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置し、（ｉｉ）複数の大腿骨曲率半径のうちの他の大腿骨曲率半径の基点の各々から、内側-外側方向に離間した基点を有する、後方大腿骨カムと、を含む。

上記の特徴および利点ならびにその他は、以下の詳細な説明および添付の図面を参照することにより、当業者にはさらに容易に明らかとなるであろう。

〔詳細な説明〕
図５は膝置換システム１００を図示している。膝置換システム１００は、脛骨トレイ１０２、脛骨ベアリング挿入部１０４、ならびに、２つの大腿骨顆要素１０８および１１０を有する大腿骨部品１０６を含む。脛骨トレイ１０２は、脛骨トレイ１０２を患者の脛骨に取り付けるための下方ステム１１２、および、脛骨ベアリング挿入部１０４を受容するための上方プラトー１１４を含む。この実施形態における脛骨ベアリング挿入部１０４は、固定的なものであり、下方脛骨トレイ接触表面１１６、ならびに、大腿骨顆要素１０８および１１０と関節接合するよう構成された上方脛骨ベアリング表面１１８を含む。突起１２０が、上方脛骨ベアリング表面１１８をベアリング表面１２２とベアリング表面１２４とに分離している。

大腿骨部品１０６は、大腿骨部品１０６を患者の大腿骨に取り付けるために使用される２つのペグ１３０および１３２を含む。滑車状溝１３４が、大腿骨顆要素１０８と１１０との間に形成される。滑車状溝１３４は、膝蓋部品（不図示）のための関節接合表面を提供する。カム区画１３６が、大腿骨顆要素１０８および１１０のそれぞれの後方部分１３８と１４０との間に位置する。

この実施形態における大腿骨顆要素１０８および１１０は対称的である。しかしながら、この実施形態における大腿骨部品１０６および脛骨ベアリング挿入部１０４は、左膝での使用のためにのみ構成される。より具体的には、大腿骨部品１０６および脛骨ベアリング挿入部１０４は、患者に植え込まれると、自然の左膝の動きを模倣するよう構成される。この構成は、図６をさらに参照して論じられる。

図６は、カム区画１３６を通って得られる大腿骨部品１０６の断面図、および、脛骨ベアリング挿入部１０４の側面図を図示している。前方カム１４２および後方カム１４４が、カム区画１３６の内部に位置する。突起１２０は、前方カミング部分１４６および後方カミング部分１４８を含む。前方カム１４２は、図６に示されるように、伸展状態で大腿骨部品１０６が脛骨ベアリング挿入部１０４上に位置付けられたとき、前方カミング部分１４６と共に、不所望の後方滑りを排除するよう構成される。前方カム１４２および前方カミング部分１４６の実際の形状は、図６に図示される形状から改変されてよい。

後方カム１４４の形状および位置、ならびに、後方カミング部分１４８の形状および位置は、伸展状態で大腿骨部品１０６が脛骨ベアリング挿入部１０４に位置付けられたときに、後方カム１４４および後方カミング部分１４８が接触しないように、選択される。大腿骨部品１０６が回転されて屈曲すると、ベアリング表面１２２および１２４上での大腿骨部品１０６のロールバックは、大腿骨部品１０６およびベアリング表面１２２、１２４の構成によって、制御される。しかしながら、屈曲が約７０度に到達すると、後方カム１４４および後方カミング部分１４８が、ロールバックに影響を与える。

図７を参照すると、脛骨ベアリング挿入部１０４上で約７０度の屈曲まで回転した大腿骨部品１０６が図示されている。この回転では、後方カム１４４および後方カミング部分１４８は、接触領域１５０で接触している。図８は、図７の線Ａ‐Ａに沿った接触領域１５０での後方カミング部分１４８の形状および後方カム１４４の形状を図示しており、線Ａ‐Ａは、カミング部分１４８および後方カム１４４の内側部分から、カミング部分１４８および後方カム１４４の外側部分に、内側-外側平面で延びている。

後方カミング部分１４８は、脛骨ベアリング挿入部１０４の中心線１５６上に基点１５４を有する曲率半径（Ｒ_ｃ）１５２で形成される。一実施形態では、Ｒ_ｃ１５２は、約２０ｍｍであってよい。後方カム１４４は、大腿骨部品１０６の中心線１６２上に基点１６０を有する曲率半径（Ｒ_ｃ）１５８で形成される。一実施形態では、Ｒ_ｃ１５８は、約４０ｍｍであってよい。約７０度の屈曲では、脛骨ベアリング挿入部１０４の中心線１５６および大腿骨部品１０６の中心線１６２は、実質的に整列している。ゆえに、基点１５４および基点１６０は、実質的に整列している。したがって、後方カム１４４と後方カミング部分１４８との間の接触の優れた効果（predominant effect）は、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６の前方移動の防止である。

脛骨ベアリング挿入部１０４上での約９０度の屈曲への大腿骨部品１０６の継続的な回転は、結果として図９の構成をもたらす。この回転では、後方カム１４４および後方カミング部分１４８は、接触領域１７０で接触している。図１０は、図９の線Ｂ‐Ｂに沿った接触領域１７０での後方カミング部分１４８の形状および後方カム１４４の形状を図示している。

図１０では、後方カミング部分１４８のＲ_ｃ１７２は、図８のＲ_ｃ１５２と同じ長さを有する。Ｒ_ｃ１７２の長さは、所望であれば、Ｒ_ｃ１５２よりも長くまたは短く改変されてよい。しかしながら、Ｒ_ｃ１７２は、中心線１５６の外側に位置付けられる基点１７４を有する。一実施形態では、基点１７４は、中心線１５６の１．５ｍｍ外側に位置する。加えて、後方カム１４４は、この実施形態では、Ｒ_ｃ１５８と同じ長さのＲ_ｃ１７６により形成されるが、Ｒ_ｃ１５８より長いまたは短い長さが選択されてよく、Ｒ_ｃ１７６の基点１７８は、中心線１６２上に位置付けられる。したがって、後方カミング部分１４８および後方カム１４４の形状は、矢印１８０の方向に回転力を引き起こす。ゆえに、外側顆、つまりこの実施形態における大腿骨顆要素１１０は、内側顆（大腿骨顆要素１０８）より大きい比率で後方に動かされる。

大腿骨部品１０６に作用する力の結果が、図１１に示されるような、脛骨ベアリング挿入部１０４に対する大腿骨部品１０６の回転となっている。図１１では、中心線１６２は、中心線１５６から反時計回りの方向に回転している。加えて、後方カミング部分１４８および後方カム１４４の対向する面は、図１０に示される構成とは異なり、互いによりいっそう整列している。

後方カミング部分１４８および後方カム１４４のＲ_ｃの基点の移動は、接触領域１５０と接触領域１７０との間で後方カミング部分１４８の接触表面に沿って、増加的に行われる。このことは、図８の整列から図１１の整列への、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６の滑らかな回転運動を提供する。回転およびロールバックの正確な量は、基点のオフセットを改変することによって調整されてよい。

脛骨ベアリング挿入部１０４上での約１１０度の屈曲への大腿骨部品１０６の継続的な回転は、結果として図１２の構成をもたらす。この回転では、後方カム１４４および後方カミング部分１４８は、接触領域１８２で接触している。図１３は、線Ｃ‐Ｃに沿った接触領域１８２での後方カミング部分１４８の形状および後方カム１４４の形状を図示している。

図１３では、後方カミング部分１４８のＲ_ｃ１８４は、図８のＲ_ｃ１５２と同じ長さを有する。Ｒ_ｃ１８４の長さは、所望であれば、Ｒ_ｃ１５２より長くまたは短く改変されてよい。しかしながら、Ｒ_ｃ１８４は、中心線１５６の外側に位置付けられる基点１８６を有する。一実施形態では、基点１８６は、中心線１５６の２．７５ｍｍ外側に位置する。加えて、後方カム１４４は、Ｒ_ｃ１５８と同じ長さのＲ_ｃ１８８により形成されるが、Ｒ_ｃ１５８より長いまたは短い長さが選択されてよく、Ｒ_ｃ１８８の基点１９０は、中心線１６２上に位置付けられる。したがって、後方カミング部分１４８および後方カム１４４の形状は、大腿骨部品１０６を、脛骨ベアリング挿入部１０４に対して回転した状態に維持し、同時に、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨顆要素１０８および１１０の実質的に同様のロールバックを提供する。

図１４は、脛骨ベアリング挿入部１０４上で約１３０度の屈曲まで回転した大腿骨部品１０６を図示している。この回転では、後方カム１４４および後方カミング部分１４８は、接触領域１９２で接触している。図１５は、図１４の線Ｄ‐Ｄに沿った接触領域１９２での後方カミング部分１４８の形状および後方カム１４４の形状を図示している。

図１５では、後方カミング部分１４８のＲ_ｃ１９４は、図８のＲ_ｃ１５２と同じ長さを有する。Ｒ_ｃ１９４の長さは、所望であれば、Ｒ_ｃ１５２より長くまたは短く改変されてよい。しかしながら、Ｒ_ｃ１９４は、中心線１５６の外側に位置付けられた基点１９６を有する。一実施形態では、基点１９６は、中心線１５６の４ｍｍ外側に位置する。加えて、後方カム１４４は、Ｒ_ｃ１５８と同じ長さのＲ_ｃ１９８により形成されるが、Ｒ_ｃ１５８より長いまたは短い長さが選択されてよく、Ｒ_ｃ１９８の基点２００は、中心線１６２上に位置付けられる。したがって、後方カミング部分１４８および後方カム１４４の形状は、大腿骨部品１０６を、脛骨ベアリング挿入部１０４に対して回転した状態に維持し、同時に、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨顆要素１０８および１１０の実質的に同様のロールバックを提供する。

深い膝曲げ模擬実験が、脛骨ベアリング挿入部１０４上の大腿骨部品１０６のモデルを用いて実施され、この実施形態のロールバックおよび回転の特性を検証した。脛骨ベアリング挿入部１０４上の大腿骨部品１０６に関するLMKSモデリング結果が、図１６に示されており、グラフ２１０は、線２１２および線２１４を含み、これらの線は、それぞれ、脛骨ベアリング挿入部１０４上の大腿骨部品１０６の外側顆表面１１０および内側顆表面１０８の推定される下部（接）点を示す。線２１２および線２１４のより低い部分は、部品が動いて屈曲するにつれて生成された。線２１２および線２１４の双方は、最初、０〜約３５度の屈曲で、後方に（図１６に見られるように下向きに）進んでいる。ゆえに、大腿骨部品１０６は、脛骨ベアリング挿入部１０４上を後方に動いて、つまり「ロールバック」している。

０度〜３５度の屈曲での外側顆表面１１０および内側顆表面１０８のロールバックの量は、同じではない。このことは、大腿骨部品１０６が回転していることを表す。これは、図１７のグラフ２１６に示される脛骨ベアリング挿入部１０４上の大腿骨部品１０６に関するLMKSモデリング結果により支持され、グラフ２１６の線２１８は、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６のφ_i-eを特定している。グラフ２１６は、約３５度の屈曲で、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６のφ_i-eが約３度であることを明らかにしている。

図１６に戻ると、約３５度の屈曲を超えると、線２１４は、内側顆１０８が約８０度の屈曲まで脛骨ベアリング挿入部１０４上をわずかに前方に移ることを示し、一方、線２１２は、外側顆１１０が約１０５度の屈曲まで脛骨ベアリング挿入部１０４上で同じ場所を維持することを表す。ゆえに、内側顆１０８（線２１４）は、負のスリップを呈しているように見え、一方、外側顆１１０（線２１２）は、相対的に一定の比率の単一のスリップ（pure slip）でスリップしている。したがって、図１６は、φ_i-eが約３５度の屈曲から約１０５度の屈曲の間で増加するはずであることを表す。このことは、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６のφ_i-eが、３５度の屈曲における約３度から、８０度の屈曲における凡そ８度まで変化しているように、グラフ２１６によって支持される。

８０度の屈曲を超えると、内側顆１０８（線２１４）は、約１０５度の屈曲から１３０度の屈曲まで後方に動く前に、相対的に一定のまま留まる。外側顆１１０（線２１２）は、約１０５度の屈曲まで一定のまま留まり、その後、急速に後方に動く。このことは、約８０度の屈曲から約１０５度の屈曲まで、脛骨ベアリング挿入部１０４上での大腿骨部品１０６のφ_i-eが相対的に一定であり、その後、１３０度の屈曲までφ_i-eが増加するはずであることを表す。脛骨ベアリング挿入部１０４上の大腿骨部品１０６に関するLMKSモデリング結果のレビューは、予想されるφ_i-eを確認するものである。

したがって、最初に約７０度の屈曲で互いに接触する非対称形状の後方カム１４４および後方カミング部分１４８は、大腿骨部品１０６と脛骨ベアリング挿入部１０４との間のさらなるロールバックおよび回転を提供する。

図１８は、代替的な膝置換システム３００を図示している。膝置換システム３００は、脛骨トレイ３０２、脛骨ベアリング挿入部３０４、ならびに、２つの大腿骨顆要素３０８および３１０を有する大腿骨部品３０６、を含む。カム区画３１２が、大腿骨顆要素３０８と３１０との間に位置し、突起３１４が、脛骨ベアリング挿入部３０４から上向きに延びている。脛骨トレイ３０２、脛骨ベアリング挿入部３０４、および大腿骨部品３０６は、膝置換システム１００の対応する部品と実質的に同一である。膝置換システム３００と膝置換システム１００との間の違いは、脛骨ベアリング挿入部３０４が、脛骨トレイ３０２の脛骨上方ベアリング表面３１６上で回転するよう構成されていることである。これを目的として、脛骨トレイ３０２は、脛骨ベアリング挿入部３０４の連結部材３２０を回転可能に受容するための連結部材３１８を含む。

図１９は、カム区画３１２を通って得られる大腿骨部品３０６の断面図、および、脛骨ベアリング挿入部３０４の側面図を図示している。前方カム３４２および後方カム３４４が、カム区画３１２の内部に位置する。突起３１４は、前方カミング部分３４６および後方カミング部分３４８を含む。前方カム３４２は、大腿骨部品３０６が脛骨ベアリング挿入部３０４上に位置付けられたとき、前方カミング部分３４６と共に、不所望の後方滑りを排除するよう構成される。

大腿骨部品３０６は、完全な伸展状態で図１９に図示されている。大腿骨部品３０６の下部点、つまり接点は、顆繋留点（condylar dwell point）３５０として特定される。図２０で脛骨上方ベアリング表面３１６上に投射されて示される、顆要素３１０の顆繋留点３５０および顆繋留点３５２が、繋留軸３５４を定める。繋留軸３５４は、本明細書において「繋留点」３５８として定められる点において、脛骨上方ベアリング表面３１６の中心線３５６と交差する。繋留点３５８は、連結部材３１８の中心の前方かつ内側に位置し、連結部材３１８は、連結部材３２０と共に、脛骨ベアリング挿入部３０４の回転軸３２２を定める（図２１も参照）。回転軸３２２は、脛骨トレイ３０２の中心軸３２４から、外側かつ後方の方向にオフセットしている。一実施形態では、回転軸３２２は、脛骨トレイ３０２の繋留点３５８から、外側に約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）、後方に約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）、オフセットしている。

深い膝曲げ模擬実験が、脛骨ベアリング挿入部３０４上の大腿骨部品３０６で実施されて、この実施形態のロールバックおよび回転の特性を検証した。模擬実験に関するLifeMod/KneeSimモデリング結果が、図２２に示されており、グラフ３６０は、線３６２および線３６４を含み、これらの線は、それぞれ、脛骨ベアリング挿入部３０４上の大腿骨部品３０６の外側顆表面３１０および内側顆表面３０８の、推定される下部（接触）点を示す。グラフ３６０は、線３６６および線３６８をさらに含み、これらの線は、脛骨トレイ３０２に対する大腿骨部品３０６の外側顆表面３１０および内側顆表面３０８の、推定される下部（接触）点をそれぞれ示す。線３６２、線３６４、線３６６、線３６８のより低い部分は、部品が動いて屈曲するにつれて生成された。

グラフ３６０は、大腿骨部品３０６が、約４０度の屈曲まで、および、約９５の屈曲から約１３０度の屈曲まで再び、脛骨ベアリング挿入部３０４上を後方に動いて、つまり「ロールバック」していることを概して示す。

図２３のグラフ３７０は、脛骨に対する大腿骨部品３０６のφ_i-eを特定する線３７２を含む。線３７２は、０度の屈曲〜約１３０の屈曲で、脛骨に対する大腿骨部品３０６のφ_i-eが約１１度まで安定的に増加していることを、明らかにしている。グラフ３７０は、脛骨に対する脛骨ベアリング挿入部３０４の回転を特定する線３７４をさらに含む。線３７４は、０度の屈曲〜約１１０度の屈曲で、脛骨に対する脛骨ベアリング挿入部１０４の回転が約１０度の回転まで安定的に増加し、その後、１３０度の屈曲までわずかに減じることを明らかにしている。

ゆえに、脛骨に対する脛骨ベアリング挿入部３０４の回転は、約１２０度の屈曲まで、大腿骨部品３０６のφ_i-eよりも大きく、大腿骨部品３０６と脛骨ベアリング挿入部３０４との間の回転の最大差異は、約６０度の屈曲で約３度である。その後のサイクルでは、脛骨に対する脛骨ベアリング挿入部３０４の回転は、概してより大きく、大腿骨部品３０６と脛骨ベアリング挿入部３０４との間の回転の最大差異は、約６０度の屈曲で約６度である。

したがって、最初に約７０度の屈曲で互いに接触する上記のような非対称形状の後方カムおよび後方カミング部分は、大腿骨部品と、固定的である脛骨ベアリング挿入部または回転可能な脛骨ベアリング挿入部との間のさらなるロールバックおよび回転を提供する。

漸進的な回転および増加するロールバックを提供する非対称性が、脛骨部品に導入される必要はない。例として、図２４は、膝置換システム１００の対応する部品と実質的に同一の部品を備えた膝置換システム４００を図示しており、部品のさらなる特定のために膝置換システム１００への参照がなされてよい。図２４では、大腿骨部品４０６が脛骨ベアリング挿入部４０４上で約７０度の屈曲まで回転されている。この回転では、後方カム４４４および後方カミング部分４４８は、接触領域４５０で接触している。図２５は、図２４の線Ｅ‐Ｅに沿った接触領域４５０での後方カミング部分４４８の形状および後方カム４４４の形状を図示しており、線Ｅ‐Ｅは、カミング部分４４８および後方カム４４４の内側部分から、カミング部分４４８および後方カム４４４の外側部分に、内側-外側平面で延びている。

後方カミング部分４４８は、脛骨ベアリング挿入部４０４の中心線４５６上に基点４５４を有する曲率半径（Ｒ_ｃ）４５２で形成される。一実施形態では、Ｒ_ｃ４５２は、約２０ｍｍであってよい。後方カム４４４は、大腿骨部品１０６の中心線４６２上に基点４６０を有する曲率半径（Ｒ_ｃ）４５８で形成される。一実施形態では、Ｒ_ｃ４５８は、約４０ｍｍであってよい。約７０度の屈曲では、脛骨ベアリング挿入部４０４の中心線４５６および大腿骨部品４０６の中心線４６２は、実質的に整列している。ゆえに、基点４５４および基点４６０は、実質的に整列している。したがって、後方カム４４４と後方カミング部分４４８との間の接触の優れた効果は、脛骨ベアリング挿入部４０４上での大腿骨部品４０６の前方移動の防止である。

脛骨ベアリング挿入部４０４上での約９０度の屈曲への大腿骨部品４０６の継続的な回転は、結果として図２６の構成をもたらす。この回転では、後方カム４４４および後方カミング部分４４８は、接触領域４７０で接触している。図２７は、図２６の線Ｆ‐Ｆに沿った接触領域４７０での後方カミング部分４４８の形状および後方カム４４４の形状を図示している。

図２７では、後方カミング部分１４８のＲ_ｃ４７２は、図２５のＲ_ｃ４５２と同じ長さを有する。Ｒ_ｃ４７２はまた、中心線４５６上に位置付けられる基点４７４を有する。後方カム４４４は、Ｒ_ｃ４５８と同じ長さのＲ_ｃ４７６により形成される。しかしながら、Ｒ_ｃ４７６の基点４７８は、中心線４６２の内側に位置付けられる。一実施形態では、Ｒ_ｃ４７６の基点４７８は、中心線４６２の１ｍｍ内側に位置付けられる。したがって、後方カミング部分４４８および後方カム４４４の形状は、矢印４８０の方向に回転力を引き起こす。ゆえに、外側顆、つまり、本実施形態における大腿骨顆要素４１０は、内側顆（大腿骨顆要素４０８）より大きい比率で後方に動かされる。

大腿骨部品４０６に作用する力の結果が、図２８に示されるような、脛骨ベアリング挿入部４０４に対する大腿骨部品４０６の回転となっている。図２８では、中心線４６２は、中心線４５６から反時計回り方向に回転している。加えて、後方カミング部分４４８および後方カム４４４の対向する面は、図２７に示される構成とは異なり、互いによりいっそう整列している。

後方カム４４４のＲ_ｃの基点の移動は、接触領域４５０と接触領域４７０との間で後方カム４４４の接触表面に沿って、増加的に行われる。このことは、図２５の整列から図２８の整列への、脛骨ベアリング挿入部４０４上での大腿骨部品４０６の滑らかな回転運動を提供する。回転およびロールバックの正確な量は、基点のオフセットを改変することによって調整されてよい。

脛骨ベアリング挿入部４０４上での約１１０度の屈曲への大腿骨部品４０６の継続的な回転は、結果として図２９の構成をもたらす。この回転では、後方カム４４４および後方カミング部分４４８は、接触領域４８２で接触している。図３０は、線Ｇ‐Ｇに沿った接触領域４８２での後方カミング部分４４８の形状および後方カム４４４の形状を図示している。

図３０では、後方カミング部分４４８のＲ_ｃ４８４は、図２５のＲ_ｃ４５２と同じ長さを有する。Ｒ_ｃ４８４は、中心線４５６上に位置付けられる基点４８６をさらに有する。後方カム４４４はＲ_ｃ４５８と同じ長さのＲ_ｃ４８８により形成されるが、Ｒ_ｃ４８８の基点４９０は、中心線４６２の内側に位置付けられる。一実施形態では、Ｒ_ｃ４８８の基点４９０は、中心線４６２の２ｍｍ内側に位置付けられる。したがって、後方カミング部分４４８および後方カム４４４の形状は、大腿骨部品４０６を、脛骨ベアリング挿入部４０４に対して回転した状態に維持し、同時に、脛骨ベアリング挿入部４０４上での大腿骨顆要素４０８および４１０の実質的に同様のロールバックを提供する。

図３１は、脛骨ベアリング挿入部４０４上で約１３０度の屈曲まで回転した大腿骨部品４０６を図示している。この回転では、後方カム４４４および後方カミング部分４４８は、接触領域４９２で接触している。図３２は、図３１の線Ｈ‐Ｈに沿った接触領域４９２での後方カミング部分４４８の形状および後方カム４４４の形状を図示している。

図３２では、後方カミング部分４４８のＲ_ｃ４９４は、図２５のＲ_ｃ４５２と同じ長さを有する。加えて、Ｒ_ｃ４９４は、中心線４５６上に位置付けられる基点４９６を有する。後方カム４４４は、Ｒ_ｃ４５８と同じ長さのＲ_ｃ４９８により形成されるが、Ｒ_ｃ４９８の基点５００は、中心線４６２の内側に位置付けられる。一実施形態では、Ｒ_ｃ４９８の基点５００は、中心線４６２の３．５ｍｍ内側に位置付けられる。したがって、後方カミング部分４４８および後方カム４４４の形状は、大腿骨４０６を、脛骨ベアリング挿入部４０４に対して回転した状態に維持し、同時に、脛骨ベアリング挿入部４０４上での大腿骨顆要素４０８および４１０の実質的に同様のロールバックを提供する。

したがって、脛骨部品もしくは大腿骨部品のいずれかに対して、または２つの部品を組み合わせて、上記のような非対称性を提供することは、大腿骨部品と、固定的な脛骨ベアリング挿入部または回転可能な脛骨ベアリング挿入部との間のさらなるロールバックおよび回転を提供する。

本発明は、例示的なプロセスおよびシステム部品の説明によって例証され、様々なプロセスおよび部品がかなり詳細に説明されてきたが、出願人は、添付の請求項の範囲を、このような詳細事項に制約すること、または何れの点でも制限することを意図していない。当業者には、さらなる利点および改変も難なく明らかとなるであろう。よって、最大範囲の態様における本発明は、示され説明された具体的な詳細事項、実施または例示に制限されない。したがって、出願人の全体的な発明的概念の精神または範囲から逸脱することなく、このような詳細事項から、発展案（departures）が作り出され得る。

深い膝曲げの間の天然の膝の脛骨構成要素上における内側顆および外側顆の基準点の場所のグラフを示している。 先行技術のプロテーゼの大腿骨部品の矢状図を図示している。 脛骨部品上における大腿骨部品の内側顆および外側顆の、推定される下部（接）点の場所の模擬実験結果をグラフ形態で示している。 図３の模擬実験の大腿骨部品に対する脛骨部品の内旋を示している。 本発明の原理による、脛骨部品および大腿骨部品を含む膝プロテーゼの分解組立斜視図を図示している。 図５の大腿骨部品の矢状断面図および図５の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、伸展状態で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面を示している。 図５の大腿骨部品の矢状断面図および図５の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約７０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図７の線Ａ‐Ａに沿った図７の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面の曲率半径の基点がそれぞれの部品の中心線上に位置することを示している。 図５の大腿骨部品の矢状断面図および図５の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約９０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 大腿骨部品および脛骨部品の中心線が整列した状態の、図９の線Ｂ‐Ｂに沿った図９の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品カミング表面の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線上に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線の外側に位置することを示している。 図９の線Ｂ‐Ｂに沿った図９の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線上に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線の外側に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。 図５の大腿骨部品の矢状断面図および図５の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約１１０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図１２の線Ｃ‐Ｃに沿った図１２の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線上に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線の外側に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。 図５の大腿骨部品の矢状断面図および図５の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約１３０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図１４の線Ｄ‐Ｄに沿った図１４の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線上に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線の外側に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。 図５の膝置換システムを使用した深い膝曲げ模擬実験の間の顆の下部点のグラフを示している。 図５の膝置換システムを使用した深い膝曲げ模擬実験の間の、大腿骨部品に対する脛骨の内方-外方回転（φ_i-e）のグラフを示している。 本発明の原理による、回転プラットフォームを備えた脛骨部品および大腿骨部品を含む代替の膝プロテーゼシステムの分解組立斜視図を図示している。 図１８の大腿骨部品の矢状断面図および図１８の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、伸展状態で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面を示している。 図１８の膝プロテーゼの脛骨トレイの関節接合表面上に投射された図１８の膝プロテーゼの脛骨挿入部の中心線および繋留軸（dwell axis）の上面図を図示している。 脛骨ベアリング挿入部の回転軸を定めている連結部材を備えた図１８の膝プロテーゼの脛骨トレイの斜視図を図示している。 システムの繋留軸の約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）後方、かつ、脛骨ベアリング挿入部の中心線の約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）外側に位置付けられた、脛骨ベアリング挿入部の回転軸を備えた図１８の膝置換システムを使用した深い膝曲げ模擬実験の結果のグラフを示している。 図２２の深い膝曲げ模擬実験の間の、大腿骨部品に対する脛骨の内側-外側回転（φ_i-e）に、脛骨に対する脛骨ベアリング挿入部の回転を加えた、グラフを示している。 代替の大腿骨部品の矢状断面図および代替の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約７０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図２４の線Ｅ‐Ｅに沿った図２４の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面の曲率半径の基点がそれぞれの部品の中心線上に位置することを示している。 図２４の大腿骨部品の矢状断面図および図２４の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約９０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 大腿骨部品および脛骨部品の中心線が整列した状態の、図２６の線Ｆ‐Ｆに沿った図２６の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品カミング表面の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線の内側に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線上に位置することを示している。 図２６の線Ｆ‐Ｆに沿った図２６の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線の内側に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線上に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。 図２４の大腿骨部品の矢状断面図および図２４の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約１１０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図２９の線Ｇ‐Ｇに沿った図２９の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線の内側に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線上に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。 図２４の大腿骨部品の矢状断面図および図２４の脛骨ベアリング挿入部の矢状面図を図示しており、約１３０度の屈曲で大腿骨部品が脛骨ベアリング挿入部上に位置付けられた状態の大腿骨部品および脛骨ベアリング挿入部のカミング表面間の接触領域を示している。 図３１の線Ｈ‐Ｈに沿った図３１の構成の内側-外側断面図を図示しており、大腿骨部品の曲率半径の基点が大腿骨部品の中心線の内側に位置し、かつ、脛骨ベアリング挿入部カミング表面の曲率半径の基点が脛骨ベアリング挿入部の中心線上に位置することに起因する外側顆要素のロールバックの増加によって発生した大腿骨部品の回転を示している。

Claims (23)

1. プロテーゼ関節において、
   近位脛骨カミング部分であって、（ｉ）後方脛骨カムの外側部分から前記後方脛骨カムの内側部分まで延び、（ｉｉ）第１の内側-外側平面で第１の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第１の基点を有する、近位脛骨カミング部分と、
   遠位脛骨カミング部分であって、（ｉ）前記後方脛骨カムの前記外側部分から前記後方脛骨カムの前記内側部分まで延び、（ｉｉ）第２の内側-外側平面で第２の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第２の基点を有する、遠位脛骨カミング部分と、
   前方大腿骨カミング部分であって、（ｉ）後方大腿骨カムの外側部分から前記後方大腿骨カムの内側部分まで延び、（ｉｉ）前記第１の内側-外側平面で第３の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第３の基点を有する、前方大腿骨カミング部分と、
   後方大腿骨カミング部分であって、前記後方大腿骨カムの前記外側部分から前記後方大腿骨カムの前記内側部分まで延び、前記第２の内側-外側平面で第４の曲率半径によって定められ、かつ、第４の基点を有する、後方大腿骨カミング部分と、
   を具備し、
   前記第２の基点は前記第１の基点より外側脛骨部分に近く、または、前記第４の基点は前記第３の基点より内側大腿骨部分に近い、プロテーゼ関節。
2. 請求項１のプロテーゼ関節において、
   前記プロテーゼ関節は、屈曲の間に前記近位脛骨カミング部分が前記前方大腿骨カミング部分に接触し、かつ、屈曲の間に前記遠位脛骨カミング部分が前記後方大腿骨カミング部分に接触するように、構成される、プロテーゼ関節。
3. 請求項１のプロテーゼ関節において、
   前記プロテーゼ関節は、約７０度の屈曲で前記近位脛骨カミング部分が前記前方大腿骨カミング部分に接触し、かつ、約１３０度の屈曲で前記遠位脛骨カミング部分が前記後方大腿骨カミング部分に接触するように、構成される、プロテーゼ関節。
4. 請求項１のプロテーゼ関節において、
   中間脛骨カミング部分であって、（ｉ）前記脛骨カムの前記外側部分から前記脛骨カムの前記内側部分まで延び、（ｉｉ）第３の内側-外側平面で第５の曲率半径によって定められ、かつ、（ｉｉｉ）第５の基点を有する、中間脛骨カミング部分と、
   中間大腿骨カミング部分であって、前記大腿骨カムの前記外側部分から前記大腿骨カムの前記内側部分まで延び、前記第３の内側-外側平面で第６の曲率半径によって定められ、かつ、第６の基点を有する、中間大腿骨カミング部分と、
   をさらに具備し、
   （ｉ）前記第５の基点は、前記第１の基点より前記外側脛骨部分に近く、前記第２の基点より前記外側脛骨部分から遠く、または、（ｉｉ）前記第６の基点は、前記第３の基点より前記内側大腿骨部分に近く、前記第４の基点より前記内側大腿骨部分から遠い、プロテーゼ関節。
5. 請求項４のプロテーゼ関節において、
   前記第１の基点は、脛骨部品の中心線に近接して位置し、
   前記第２の基点は、前記第１の基点から外側方向に約４ｍｍだけ離間しており、
   前記第５の基点は、前記第１の基点から外側方向に約３ｍｍだけ離間しており、
   前記近位脛骨カミング部分は、約７０度の屈曲で、前記前方大腿骨カミング部分に接触し、
   前記中間脛骨カミング部分は、約１１０度の屈曲で、前記中間大腿骨カミング部分に接触し、
   前記遠位脛骨カミング部分は、約１３０度の屈曲で、前記後方大腿骨カミング部分に接触する、プロテーゼ関節。
6. 請求項４のプロテーゼ関節において、
   前記第３の基点は、脛骨部品の中心線に近接して位置し、
   前記第４の基点は、前記第１の基点から外側方向に少なくとも３ｍｍだけ離間しており、
   前記第６の基点は、前記第３の基点から外側方向に約２ｍｍだけ離間しており、
   前記近位脛骨カミング部分は、約７０度の屈曲で、前記前方大腿骨カミング部分に接触し、
   前記中間脛骨カミング部分は、約１１０度の屈曲で、前記中間大腿骨カミング部分に接触し、
   前記遠位脛骨カミング部分は、約１３０度の屈曲で、前記後方大腿骨カミング部分に接触する、プロテーゼ関節。
7. 請求項１のプロテーゼ関節において、
   第１の顆繋留点を備える内側顆関節接合部分と関節接合する内側脛骨関節接合部分と、
   第２の顆繋留点を備える外側顆関節接合部分と関節接合する外側脛骨関節接合部分と、
   をさらに具備し、
   前記内側脛骨関節接合部分および前記外側脛骨関節接合部分は、約９０度で脛骨プラトーと交差する回転軸の周りを、前記脛骨プラトー上で回転可能であり、
   前記回転軸は、（ｉ）前記第１の顆繋留点および前記第２の顆繋留点を含む繋留軸の後方、かつ（ｉｉ）前記脛骨プラトーの中心線の外側の場所で、前記脛骨プラトーと交差する、プロテーゼ関節。
8. 請求項７の膝プロテーゼにおいて、
   前記回転軸は、（ｉ）前記第１の顆繋留点および前記第２の顆繋留点を含む繋留軸の後方、約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）、かつ（ｉｉ）前記脛骨プラトーの中心線の外側、約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）の場所で、前記脛骨プラトーと交差する、膝プロテーゼ。
9. 請求項１に記載の膝プロテーゼにおいて、
   （ｉ）前記第１の曲率半径および前記第２の曲率半径は、同じ長さを有し、（ｉｉ）前記第３の曲率半径および前記第４の曲率半径は、同じ長さを有する、膝プロテーゼ。
10. 膝プロテーゼにおいて、
    複数の曲率半径によって定められる後方カミング表面を含む脛骨カムであって、前記複数の脛骨曲率半径の各々は、（ｉ）前記カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置し、（ｉｉ）前記複数の脛骨曲率半径のうちの他の脛骨曲率半径の基点の各々から、内側-外側方向に離間した基点を有する、脛骨カムと、
    複数の曲率半径によって定められる遠位カミング表面を含む後方大腿骨カムであって、前記複数の大腿骨曲率半径の各々は、前記カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置する、後方大腿骨カムと、
    を具備する、膝プロテーゼ。
11. 請求項１０の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの別の脛骨曲率半径の遠位に位置する、前記複数の脛骨曲率半径のうちの各脛骨曲率半径の基点は、より近位に位置する、前記複数の脛骨曲率半径のうちの他の脛骨曲率半径の各々の基点より、より外側に位置付けられる、膝プロテーゼ。
12. 請求項１１の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第１の脛骨曲率半径の基点は、脛骨部品の中心線に近接して位置し、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第２の脛骨曲率半径の基点は、前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径の前記基点から外側方向に約１．５ｍｍだけ離間しており、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第３の脛骨曲率半径の基点は、前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径の前記基点から外側方向に約３．７５ｍｍだけ離間しており、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第４の脛骨曲率半径の基点は、前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径の前記基点から外側方向に約４ｍｍだけ離間しており、
    前記後方カミング表面は、（ｉ）約７０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第１の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径によって定められる場所で、（ｉｉ）約９０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第２の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第２の脛骨曲率半径によって定められる場所で、（ｉｉｉ）約１１０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第３の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第３の脛骨曲率半径によって定められる場所で、また、（ｉｖ）約１３０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第４の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第４の脛骨曲率半径によって定められる場所で、前記遠位カミング表面に接触する、膝プロテーゼ。
13. 請求項１１の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第１の脛骨曲率半径の基点は、脛骨部品の中心線に近接して位置し、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの第２の脛骨曲率半径の基点は、前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径の前記基点から外側方向に約４ｍｍだけ離間しており、
    前記後方カミング表面は、（ｉ）約７０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第１の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第１の脛骨曲率半径によって定められる場所で、また、（ｉｉ）約１３０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第２の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの前記第２の脛骨曲率半径によって定められる場所で、前記遠位カミング表面に接触する、膝プロテーゼ。
14. 請求項１３の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの別の脛骨曲率半径の遠位に位置する、前記複数の脛骨曲率半径のうちの各脛骨曲率半径の基点は、より近位に位置する、前記複数の脛骨曲率半径のうちの隣接する一脛骨曲率半径の基点より、増加的により外側に位置付けられる、膝プロテーゼ。
15. 請求項１０の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の大腿骨曲率半径の各々は、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの他の大腿骨曲率半径の基点の各々から内側-外側方向に離間した基点を有する、膝プロテーゼ。
16. 請求項１５の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の脛骨曲率半径のうちの別の脛骨曲率半径の後方に位置する、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの各大腿骨曲率半径の基点は、より前方に位置する前記複数の大腿骨曲率半径のうちの隣接する一大腿骨曲率半径の基点より、増加的により外側に位置付けられる、膝プロテーゼ。
17. 請求項１０の膝プロテーゼにおいて、
    第１の顆繋留点を備える内側顆関節接合部分と関節接合する内側脛骨関節接合部分と、
    第２の顆繋留点を備える外側顆関節接合部分と関節接合する外側脛骨関節接合部分と、
    をさらに具備し、
    前記内側脛骨関節接合部分および前記外側脛骨関節接合部分は、約９０度で脛骨プラトーと交差する回転軸の周りを、前記脛骨プラトー上で回転可能であり、
    前記回転軸は、（ｉ）前記第１の顆繋留点および前記第２の顆繋留点を含む繋留軸の後方、かつ（ｉｉ）前記脛骨プラトーの中心線の外側の場所で、前記脛骨プラトーと交差する、膝プロテーゼ。
18. 請求項１７の膝プロテーゼにおいて、
    前記回転軸は、（ｉ）前記第１の顆繋留点および前記第２の顆繋留点を含む繋留軸の後方、約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）、かつ（ｉｉ）前記脛骨プラトーの中心線の外側、約０．３１７インチ（約８．０５２ｍｍ）の場所で、前記脛骨プラトーと交差する、膝プロテーゼ。
19. 膝プロテーゼにおいて、
    複数の曲率半径によって定められる後方カミング表面を含む脛骨カムであって、前記複数の脛骨曲率半径の各々は、前記カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置する、脛骨カムと、
    複数の曲率半径によって定められる遠位カミング表面を含む後方大腿骨カムであって、前記複数の大腿骨曲率半径の各々は、（ｉ）前記カミング表面に垂直な複数の内側-外側平面のうちの関連する１つの内側-外側平面に位置し、（ｉｉ）前記複数の大腿骨曲率半径のうちの他の大腿骨曲率半径の基点の各々から、内側-外側方向に離間した基点を有する、後方大腿骨カムと、
    を具備する、膝プロテーゼ。
20. 請求項２１の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの別の大腿骨曲率半径の後方に位置する、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの各大腿骨曲率半径の基点は、より前方に位置する、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの他の大腿骨曲率半径の各々の基点より、より内側に位置付けられる、膝プロテーゼ。
21. 請求項２０の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第１の大腿骨曲率半径の基点は、大腿骨部品の中心線に近接して位置し、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第２の大腿骨曲率半径の基点は、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径の前記基点から内側方向に約１ｍｍだけ離間しており、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第３の大腿骨曲率半径の基点は、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径の前記基点から内側方向に約２ｍｍだけ離間しており、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第４の大腿骨曲率半径の基点は、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径の前記基点から内側方向に少なくとも３ｍｍだけ離間しており、
    前記後方カミング表面は、（ｉ）約７０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第１の脛骨曲率半径によって定められる場所で、（ｉｉ）約９０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第２の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第２の脛骨曲率半径によって定められる場所で、（ｉｉｉ）約１１０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第３の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第３の脛骨曲率半径によって定められる場所で、また、（ｉｖ）約１３０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第４の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第４の脛骨曲率半径によって定められる場所で、前記遠位カミング表面に接触する、膝プロテーゼ。
22. 請求項２０の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第１の大腿骨曲率半径の基点は、大腿骨部品の中心線に近接して位置し、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの第２の大腿骨曲率半径の基点は、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径の前記基点から内側方向に約３．５ｍｍだけ離間しており、
    前記後方カミング表面は、（ｉ）約７０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第１の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第１の脛骨曲率半径によって定められる場所で、また、（ｉｉ）約１３０度の屈曲では、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの前記第２の大腿骨曲率半径および前記複数の脛骨曲率半径のうちの第２の脛骨曲率半径によって定められる場所で、前記遠位カミング表面に接触する、膝プロテーゼ。
23. 請求項２２の膝プロテーゼにおいて、
    前記複数の大腿骨曲率半径のうちの別の大腿骨曲率半径の後方に位置する、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの各大腿骨曲率半径の基点は、より前方に位置する、前記複数の大腿骨曲率半径のうちの隣接する一大腿骨曲率半径の基点より、増加的により内側に位置付けられる、膝プロテーゼ。

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