專利名稱：人工脊椎盤裝置的制作方法
人工脊椎盤裝置
本申請是申請日為2004年10月22日、申請?zhí)枮?00480037455. 5 (PCT/ US2004/035004)、發(fā)明名稱為“人工脊椎盤裝置”的發(fā)明專利申請的分案申請。
相關申請的交叉參引
本申請是2002年10月四日提交的題為“人工椎間盤裝置”的美國專利申請，系 列號10Λ82，620的繼續(xù)申請，并且是2003年10月22日提交的名為“人工脊椎盤裝置”的 美國專利申請，系列號10/692,468的繼續(xù)申請，將這些申請的說明完整結合于此。技術領域
本申請涉及人工椎間植入物，并且更具體地涉及一種多部件植入物，其允許所述 多個部件的相對關節(jié)連接和/或移動。
背景技術：
專業(yè)醫(yī)療探求的最常見矯形狀況是下背疼痛。盡管導致下背疼痛的因素有很多， 但主要因素是椎間脊椎盤的損傷或退化對神經系統(tǒng)尤其是脊椎內的脊髓造成沖擊。這種沖 擊可能導致例如喪失活動能力、大小便失禁、以及極度坐骨神經疼或極度疼痛。
脊椎盤的損傷或退化可能由多種因素(例如，使用不當或年齡)造成。脊椎盤本 身主要由環(huán)和包含在該環(huán)內的髓核構成。所述環(huán)是纖維環(huán)片，其與附近的椎骨相連并包含 髓核，髓核是膠狀粘性物質，能夠吸震并可流動從而允許多軸線轉動并抵抗椎骨和脊骨的 彈性擠壓。最常見的是，脊椎盤退化是由于纖維環(huán)發(fā)生損傷使得可流動的髓核物質泄漏或 滲出該環(huán)造成的。脊椎盤退化還可以以其它方式發(fā)生，例如喪失營養(yǎng)流從而導致脊椎盤干 燥且易受損傷。由于髓核物質是可流動的，纖維環(huán)不必受到過度損傷就會發(fā)生泄漏。
目前，治療直接影響脊髓的脊椎問題的方法有很多種。例如，可采用制動術 和高劑量皮質類固醇。治療這些問題的主要手術方法是脊椎融合術和脊椎盤切除術 (discectomy)。融合術是這樣一種方法，其中通過使骨骼在椎骨之間或在椎骨上生長將相 鄰椎骨制動，從而使它們彼此永久固定，而脊椎盤切除術要將脊椎盤的一部分或全部移除。
然而，這些手術方法中的每種方法的現(xiàn)行實踐通常都具有某些局限。對于融合術， 由于使脊柱的一部分大致僵直，降低了活動性并極大改變了沿脊柱的正常載荷分布。由于 這些因素，正常生理運動時，脊椎的未融合部分承受顯著增大的應力和應變。作用在未融合 部分上的增大的應力和應變會導致未融合部分(特別是相鄰層次的脊椎)的脊椎盤退化加 速。
脊椎盤切除術通過移除擠壓脊椎神經的受損或突出的脊椎盤組織有效緩解了坐 骨神經痛。然而，現(xiàn)行的脊椎盤切除術通常會導致相鄰椎骨間的脊椎盤空間減小，并使脊椎 受影響的部分不穩(wěn)定?，F(xiàn)行脊椎盤切除術的這種長期影響常常導致初次脊椎盤切除手術幾 年后要進行進一步手術。
這種類型的脊椎手術的最近進展(盡管不是新進展)是一種稱為脊椎盤關節(jié)成形 術(disc arthroplasty)的方法，這種方法用于利用假體恢復或重建脊椎盤以置換受損的脊椎盤的一部分或全部。脊椎盤關節(jié)成形術的主要目的在于恢復或維持正常脊椎盤的結構 和功能，同時解決和治療引起疼痛的原因。然而，由于天然脊椎盤結構和天然脊椎盤的生物 力學特性的復雜性，假體脊椎盤植入已取得的成就較小。當在這里使用時，術語天然是指包 括脊椎和脊椎盤的部分在內的正常組織。
醫(yī)學科學和研究目前認為有兩種用于脊椎盤關節(jié)成形術的假體是值得進一步研 究的。一種是全部脊椎盤假體(或TDP)，其中在徹底的脊椎盤切除后置換整個脊椎盤。典 型的TDP包括共同模擬天然脊椎盤特性的結構。
另一種是脊椎盤髓核假體(或DNP)，其用于在髓核切割(nucleotomy)后僅置換脊 椎盤的髓核，同時不碰觸該脊椎盤的纖維環(huán)并盡可能不碰觸端板(end plate)。如上所述， 天然脊椎盤的失效無需過度損傷纖維環(huán)，而纖維環(huán)通常能夠保持不流動的假體髓核。DNP的 植入涉及通過稱為髓核切割的方法將天然髓核從纖維環(huán)中清除，并將DNP插入該環(huán)內。因 此，與TDP要做的相比，脊椎盤髓核假體(DNP)通常較小并需要的手術較小。
在脊椎盤植入物的使用中，目前已知的這些試圖模擬天然脊椎盤的生物力學特性 的TDP和DNP存在很多問題。一些植入物設計成了提供與天然脊椎盤類似的吸震功能。然 而，通常發(fā)現(xiàn)這些脊椎盤在脊椎盤使用20年或更多年的所需周期載荷壽命期間不能維持 結構的完整性。提供脊椎的多軸線運動和轉動的早期嘗試包括用金屬球置換脊椎盤。不如 意的是，該球和端板之間的載荷高度集中，使得骨骼下沉，致使椎骨在球周圍斷裂。
另一問題是植入物突出，其定義為植入物不保持固定的趨勢以及植入物退出其預 定位置的趨勢。為防止該問題，許多脊椎盤植入物的設計試圖通過在植入物上提供固定部 件而固定到椎骨的端板上。所述固定部件通常是一套叉或釘或其它物理突起，用于埋入椎 骨中。這本身就妨礙了端板的完整性，從而使修正手術可能被限制為脊椎融合，即用于通過 后椎弓根儀器制動脊椎碎片并融合椎骨。通過固定而對椎骨造成的妨礙可引起出血或端板 鈣化，其中任一項都可導致疼痛、喪失活動能力、壞死、或任何植入裝置變壞。在使植入物與 端板配合中，可能由于輪廓不匹配而引起應力集中，例如在上述植入球中會發(fā)生的。因此， 必須小心進行植入物尤其是利用所述突起的植入物的定位。為了減小椎骨上的這些高度應 力集中或應力點，植入物通常具有覆蓋相應椎骨的頂板和底板，并且在這些板上通常可見 將這些板固定到椎骨上的固定部件。這樣，應力或作用力橫過椎骨分布。
大多數植入物作為單元整體植入。因此，必須針對植入物的包括底板和端板在內 的有效尺寸使相鄰椎骨充分分離，當包括緊固突起時所述有效尺寸顯著增加。這需要很大 的侵入力，其使得手術復雜并導致恢復時間較長，還帶來較大的術后疼痛。此外，由于必須 做出大的切口，這通常會破壞纖維環(huán)(如果還保留有的話)的任何殘留使用性。由于纖維 環(huán)不會愈合得很好，并且由于其組織特性，縫合纖維環(huán)很困難，因此纖維環(huán)保持植入物的能 力如果不被消除也會減小，從而通常不能通過纖維環(huán)防止植入物突出。
一些作為整體插入的植入物利用囊或氣囊狀結構。這些植入物可在塌癟狀態(tài)插 入，然后一到位就膨脹。然而，這些植入物通常依靠完全彈性變形的結構。因此，這些植入 物通常限于提供吸震功能，而不提供高周期載荷的運動范圍或足夠的支撐。
大多數脊椎盤方法需要手術位置的前外側通路。更具體地說，脊椎盤植入物的尺 寸通常約為天然脊椎盤的尺寸。需要空間來騰出脊椎盤空間并植入假體裝置。由于椎骨、 天然脊椎盤以及人工脊椎盤植入物的幾何尺寸和結構，后側手術方法不是通常都能有騰出脊椎盤空間和植入假體裝置所需的通路。而且，對于手術位置的前外側通路而言，必須借助 普通外科醫(yī)生的工作，通常是會同整形外科醫(yī)生或神經外科醫(yī)生，或會同二者。因此，希望 一種可按多種手術通路植入的植入裝置。
與TDP相比，DNP需要較小的手術。DNP僅置換脊椎盤的一部分。植入大多數具有 預形成尺寸的DNP需要在用于植入的纖維環(huán)中具有5至6mm或更大的切口。一些DNP(例 如，利用當場可愈合聚合體的那些)可經由皮膚進行。無論怎樣，DNP植入需要最小程度的 脊椎盤組織切除，并可避免為了固定而對椎骨端板的妨礙。而且，由于該方法的侵入力最 小，因此恢復時間最短和術后疼痛最小，并且體間融合仍是可進行的修正手術。
這里已經發(fā)現(xiàn)重建脊椎的正常運動范圍尤其重要。具體地說，已發(fā)現(xiàn)提供脊椎的 屈曲/伸展、側向彎曲及軸向轉動比提供壓縮彈性模量更重要。更具體地說，認為未能提供 正常運動范圍會具有脊椎融合術的上述有害影響。相反，認為在該區(qū)域喪失的壓縮彈性會 由其它天然脊椎盤承擔。由于植入物需要重建或維持脊椎盤的高度，它應該能夠以恰當生 理方式承受大量壓縮載荷，因此不會引起可能導致疼痛和植入物下沉的端板損傷。
已就人工脊椎盤進行了大量嘗試，每種嘗試都存在不足。一些方法和裝置依靠側 面或前側手術方法，這些方法是高侵入性和高創(chuàng)傷性的，并帶來高手術風險。
因此，需要一種用于模擬天然脊椎盤的生物力學特性的改進的脊椎盤植入物。發(fā)明內容
根據本發(fā)明的一個方面，公開了一種多部件髓核植入物裝置，用于置換通過髓核 切除移除的髓核。該植入物可至少包括第一殼體或板部件；第二殼體或板部件；以及支承 部件，其在所述兩個殼體之間提供至少一個運動方向，并優(yōu)選為多軸線關節(jié)連接支承部件。 該關節(jié)連接支承部件提供包括屈曲/伸展、側向彎曲和轉動在內的脊椎的自然運動。所述 各板部件和關節(jié)連接支承部件大致形成為剛性。因此，所述植入物能夠支撐天然脊椎盤所 需的壓縮和周期載荷。
在一些形式中，所述植入物還提供所述殼體和關節(jié)連接支承部件之間的相對滑動 和/或移動。具體地，所述殼體和所述關節(jié)連接支承部件之間的表面能夠相對彼此滑動。由 于天然脊椎盤的機理即為粘性流體的機理，所以脊椎沿一個方向的彎曲沿相反方向擠壓所 述流體。由于作用在植入物上的彎曲作用力，該植入物的殼體以特定方式相對轉動。然而， 由于植入物的尺寸要求，所述殼體不必需繞固定樞轉點轉動。為了模擬天然髓核這樣的行 為并且為了通過剛性部件做到這一點，關節(jié)連接支承部件允許植入物的部件相對于彼此移 位。而且，如以下所述，植入物的一些形式允許中央插入或間隔件可移離或通過從彎曲方向 滑動和/或移動而更近似地模擬天然脊椎盤的行為。
本發(fā)明的一方面提供一種利用形成在所述殼體之間的凹形凹槽和拱形部件的多 軸線關節(jié)連接裝置。所述拱形部件和凹槽形成關節(jié)連接支承部件，從而允許所述殼體相對 于彼此的多軸線運動，并且拱面和凹槽可相對于彼此滑動或移動。
在一些形式中，可對所述關節(jié)連接支承部件的多軸線轉動的剛度進行控制和變 化。可對所述凹槽和拱面的相應曲率半徑和因此在它們之間形成的配合進行改變以產生不 同的剛度。通常，若凹槽的曲率半徑大于拱面的曲率半徑，就產生限制較少的狀態(tài)，并且剛 度降低。相反，若凹槽的曲率半徑小于拱面的曲率半徑，就產生限制較多的狀態(tài)，并且剛度增加。
對于本發(fā)明的另一方面，植入物與相鄰椎骨的端板接觸的外表面可設有根據端板 的天然整體凹形選擇的凸形。當植入物外表面的凸形與端板的凹形匹配時，力會橫過端板 大致均勻地分布，從而避免出現(xiàn)高應力點。于是植入物的結構避免了骨下沉問題，從而維持 了端板的完整性。若有必要進行修正手術，這允許采用一系列理想方法進行手術。
可替換地，植入物外表面的凸形可稍微減小。端板骨略微彈性變形。所述外表面 和端板之間的略微失配允許在外表面殼體的外周邊和端板之間形成殘余應力，這些應力用 于將植入物的大致凸形外表面保持在合適位置。任何這種替換都應限制在不會發(fā)生骨下沉 的程度。
在本發(fā)明的另一方面，所述植入物為大致橢圓或跑道形。天然脊椎盤和髓核為腎 形，前后方向的尺寸小于橫向的尺寸。因此，通過移除髓核提供的空間具有類似形狀。盡管 可復制或可不復制所述腎形，這里已發(fā)現(xiàn)植入物的性能獲益于殼體具有比前后尺寸寬的橫 向尺寸，例如大致橢圓形、跑道形或梯形。為進一步降低在纖維環(huán)中作出的切口尺寸(這會 提高纖維環(huán)防止植入物突出的能力)，可通過使橫向端首先引導通過纖維環(huán)中的后向切口 而插入植入物的殼體。這樣，可接著在髓核空間內樞轉地轉動這些殼體。
為便于殼體在髓核空間內的轉動，本發(fā)明的一實施例包括用于夾持、插入并轉動 的一個或多個殼體中的柱。該柱可具有平坦部分和圓形部分，從而一工具可在第一位置夾 持該柱使得該柱在插入期間不會相對于該工具轉動。一旦插入后，所述工具可部分釋放所 述柱，使得該工具不再抵接所述平坦部分，從而該柱可在未被完全釋放的情況下相對于工 具轉動。所述工具于是可在髓核空間內引導殼體的轉動。
已發(fā)現(xiàn)，纖維環(huán)的分散有助于緩和疼痛并改善椎間關節(jié)的穩(wěn)定性。如以上所述，植 入物的殼體不必復制天然髓核的形狀。在植入物的形狀可能與天然髓核不匹配的情況下， 植入物的外周邊可接合并延展纖維環(huán)的某些部分，從而對纖維環(huán)的這些部分提供張力。此 外，例如折疊波紋管形式的外隔板或鞘套可在殼體之間形成間距，并大致密封殼體之間的 隔室。波紋管于是可充注有諸如氣體或液體的物質，使得該波紋管或隔板展開以對纖維環(huán) 內部施加壓力。此外，充注的物質可略微原位擴展髓核植入物。另外的好處是波紋管防止 了外界物質進入植入物裝置，否則外界物質會妨礙或惡化植入物尤其是關節(jié)連接支承部件 的性能。
在本發(fā)明的另一方面中，理想地是限制植入物的前后彎曲。通常，椎骨間的最大偏 斜為大約15°。由于本發(fā)明植入物提供的多軸線運動特性，橫向提供大約15°的運動，而 前后方向可允許更大運動。于是在一些實施例中，理想地是機械防止偏斜超過15°。在一 種形式中，殼體包括朝相對殼體延伸的短壁，當達到15°彎曲時所述相對殼體與該短壁物 理抵接。在另一形式中，間隔件可以是從外周延伸的環(huán)狀環(huán)并位于殼體之間，使得當達到 15°角時殼體與該環(huán)接觸。在另一形式中，殼體可設置成通過線纜固定在一起，該線纜連接 殼體以防止彎曲超過15°并防止間隔件從殼體間脫出。
在一些實施例中，各殼體可設置成用于轉動、滑動或移動運動，并且插入件或間隔 件可位于兩個殼體之間且可具有抵靠相應殼體運動的兩個表面。認為多磨損表面界面連接 會提高植入物關于磨損的預期壽命。在一些形式中，各殼體可具有凹形凹槽，而間隔件具有 每個都面對相應殼體的兩個拱面部分，并與各凹形凹槽形成關節(jié)連接支承部件。在其它形6式中，間隔件可在與殼體中的凹形凹槽相接的一側具有拱面從而提供多軸線轉動、移動和 滑動，而在與殼體中的凹槽的平坦表面接合的另一側具有平坦面，從而提供線性移動或平 面轉動。
在所述多部件植入物的一些形式中，公開了一種多部件植入物，其中可通過纖維 環(huán)中的切口順序插入這些部件，以在脊椎盤髓核空間內進行組裝。這樣，切口不必為待插入 的整個植入物提供空間，從而使該過程的侵入最小化，這又縮短了術后恢復并減少疼痛。此 外，通過分部分插入植入物使需要發(fā)生在相鄰椎骨間的任何脫位最小化。由于切口不允許 整個植入物插入，因此可利用纖維環(huán)的殘余完整性。具體地說，可利用纖維環(huán)將植入物保持 在纖維環(huán)和髓核空間內的適當位置。因此，不必提供將植入物固定到相鄰椎骨的端板上從 而防止植入物從椎骨間脫出的突起。
在所述多部件植入物的類似形式中，各殼體可包括凹形凹槽和雙拱面間隔件。通 過為每一凹槽提供拱面，如所述那樣降低了它們之間的表面上的磨損。將所述部件按任意 次序順序通過纖維環(huán)的切口插入，不過優(yōu)選首先插入殼體以防損傷端板。殼體可在它們相 應的凹形凹槽側包括對齊斜坡或類似結構以允許間隔件插入其間。此外，可插入部件，然后 可使其中的一個或多個轉動或移動，使得防止間隔件通過纖維環(huán)中的切口退出，和/或防 止其進一步擴展植入物。該實施例于是提供了多軸線運動，并允許殼體均相對于間隔件滑 動和/或移動，并且間隔件可遠離彎曲方向滑動或移動。應當指出的是，由纖維環(huán)中的切口 提供的最大間隙需要由所述三個部件中的最大者規(guī)定。
所述多部件植入物的另一形式包括如上所述具有凹形凹槽的殼體；具有朝其中 心隆起的臺階或斜坡的殼體；以及一側為階形或斜坡形而另一側為拱形的間隔件。這里，殼 體可通過纖維環(huán)中的切口插入，使得殼體的階形部分面對所述切口。間隔件于是可擠壓在 殼體之間，使得階形間隔件爬上(cam up)階形殼體的臺階，直至拱面接收在另一殼體的凹 形凹槽內。殼體的階形部分可包括側壁，以基本引導階形間隔件的路徑。側壁可定位成使 得間隔件可沿臺階滑動或移動較短距離，同時還防止過移動。殼體的臺階優(yōu)選從殼體的橫 向側延伸。在一種形式中，階形殼體在擴展后轉動，而在另一種形式中，可轉動階形殼體，然 后使植入物擴展。
在本發(fā)明的另一方面，公開了一種多部件植入物裝置，其中通過纖維環(huán)中的切口 將整個植入物插入。該植入物以壓縮或塌癟狀態(tài)作為單元插入，然后在植入后擴展。僅需對 于未擴展的植入物尺寸設置纖維環(huán)中的切口尺寸。如所述的，可通過首先引導具有較短橫 向尺寸的一端中插入植入物，然后一旦植入物的尾部插入切口中就可轉動該植入物?？商?換地，可在通過切口整個插入植入物之前開始進行轉動，使得當植入物被推動通過切口時 發(fā)生轉動。因此，僅需對于被壓縮的植入物的插入設置切口，使得該過程的侵入最小化，術 后恢復和疼痛最小化，相鄰椎骨的脫位最小化，纖維環(huán)會有助于將植入物保持在適當位置， 并且不需要固定植入物的突起。
在該方面的實施例中，提供了一種具有螺旋階形間隔件的植入物，該間隔件可在 塌癟狀態(tài)被插入然后擴展。所述階形間隔件允許植入物逐步擴展到期望的垂直高度。至少 一個殼體具有接收間隔件的拱面的凹形凹槽。間隔件具有兩個相對的部件，其中一個與第 二殼體成一體或可具有接收在該第二殼體的凹形凹槽中的拱面。所述相對的間隔件部件具 有螺旋定位的臺階，并且該間隔件和/或植入物可在壓縮或塌癟狀態(tài)(或布置)下插入髓核空間內或在其內組裝。一旦植入后，可使間隔件的相對部件相對于彼此轉動，使得臺階逐 步向上，從而將間隔件擴展成擴展布置。如上所述，為植入物的多軸線運動、移動和弓形滑 動設置各拱面和凹槽。
在另一實施例中，間隔件可設有繞縱向軸線轉動并連接到一個或多個不轉動的楔 件上的部件。轉動該轉動部件從而將任何楔件從第一壓縮狀態(tài)拉動或推動到第二擴展布 置。楔件被擠壓在間隔件的兩個部分之間以擴展間隔件，并因此擴展植入物。間隔件的至 少一部分具有接收在殼體的凹形凹槽內的拱面。
在另一實施例中，所述間隔件可包括凸輪形表面，其抵靠其中一個殼體或間隔件 的另一部分的配合凸輪形表面成凸輪形。這些凸輪形表面可相對于彼此轉動，因而使這些 部分成凸輪形擴展，從而使植入物擴展。而且，間隔件的至少一部分具有接收在殼體的凹形 凹槽內的拱面。
在本發(fā)明的另一方面中，所述間隔件可形成內空腔或罐體。在一個實施例中，所述 空腔可由間隔件和與一個殼體成一體的部分形成，使得間隔件和殼體相對于彼此擴展，從 而使植入物擴展。在另一實施例中，所述空腔可由相對于彼此擴展的間隔件的兩部分形成， 從而使植入物擴展。在另一實施例中，所述空腔可由間隔件的兩個端件和柱狀壁形成，使得 這些端件沿該柱狀壁擴展以使植入物擴展。在任何這些實施例中，間隔件可包括用于接收 充注的物質的內氣囊，使得充注的物質被俘獲在該空腔內?？商鎿Q地，可將充注的物質擠壓 進空腔內，使得空腔的部分密封?？墒褂每晒袒奈镔|，從而使擴展后的間隔件剛硬?？商?換地，間隔件可填充有彈性或可流動的物質，從而提供一些吸震性。
本發(fā)明的各種形式都可以以前向、前側面、或后向手術方法植入。各植入物部件或 塌癟植入物的尺寸可以為使得均可僅通過纖維環(huán)中的小切口就能插入。而且，脊椎結構允 許待插入的部件或塌癟植入物通過脊椎的后側插入。手術部位的后通路降低了過程的侵 入，并通?？捎蓡为氄瓮饪漆t(yī)生或神經外科醫(yī)生執(zhí)行，而不需要普通醫(yī)生，從而顯著降低 了該過程的成本和復雜性。
為引導植入物的植入和轉動，本發(fā)明的一實施例包括位于植入物的多個部分上 的、用于被插入工具夾持和操縱的結構。所述植入物結構可包括用于被插入工具夾持的凹 槽和/或柱。插入工具可以預定插入方位夾持植入物，使得基本避免植入物相對于插入工 具的轉動?？稍谥踩脒^程中對插入工具的夾持進行調節(jié)，從而可通過插入工具使植入物在 髓核空間內轉動到植入位置。該過程可包括通過較小尺寸定位以經過纖維環(huán)中的切口來插 入植入物，而所述植入位置可包括將較大尺寸定位成至少部分沿纖維環(huán)中的切口延伸(例 如以傾斜角度)，從而使植入物通過較小切口退出的可能性最小化。因此，植入物難以獨立 移出纖維環(huán)，這是由于在這種方位中，植入物的退出需要轉動力來使較小尺寸與切口對齊。 即，在沒有轉動作用的情況下，有意使植入物的較大尺寸過大而不適合通過切口。一旦植入 后，插入工具可從植入物釋放，從而拔出該插入工具。
在另一實施例中，所述植入物可設有用于以特定方位固定植入物部件從而作為單 元植入的結構。植入物可構造成楔件，從而提供使植入物易于插入并通過纖維環(huán)的插入構 造。例如，第一植入件可設有凹槽，而第二植入件可設有接收在該凹槽內的突起，使得該凹 槽和突起可釋放地相互連接。當這樣連接時，植入物具有插入構造，并且該插入構造可包括 使插入端或引導端小于尾端。關于這一點，第一和第二植入件定位成形成楔形或形成一角度，從而便于插入并通過纖維環(huán)，并插在椎骨之間而位于髓核空間內。
一旦植入后就可釋放所述提供插入構造的連接，并且纖維環(huán)和/或椎骨的約束與 插入力相結合可以以轉軸(fulcrum)方式作用在第一和第二植入件上，以使植入件樞轉， 從而釋放所述連接。因此，所述提供用于插入的楔形的定向可以是可包括在所述連接結構 之間的干涉配合的可釋放連接。該干涉配合可形成在引導端上，并沿植入物部件的樞轉端 在插入構造和可手術構造之間朝向彼此及遠離彼此變位時移動的方向相配合。
所述可釋放連接可以為搭扣配合連接，其具有接收在凹槽內的突起從而在插入期 間將部件保持在預定的大致相對方位，直至由椎骨作用的阻礙植入物部件的插入力迫使該 突起和凹槽釋放。這樣，尤其通過釋放所述搭扣配合連接，植入物就可從插入構造變位到可 手術構造，
在一種形式中，所述可釋放連接可例如為燕尾(dove-tail)接頭，從而使突起為 接收在具有互補幾何形狀的凹槽內的燕尾。所述燕尾接頭可通過將燕尾形突起咬和進凹槽 內而形成，從而形成搭扣配合，并且還可通過使燕尾形突起通過在凹槽一端處的開口滑入 該凹槽內而形成，從而該燕尾形突起具有與凹槽的干涉配合，并通過跳出該凹槽而被釋放。
在另一形式中，第一和第二植入物部件可在引導端處設有形成止動件的結構，使 得與植入物部件的外表面接觸的椎骨以轉軸形式起作用，從而釋放該止動件，以將植入物 部件從插入構造變位到可手術構造。該止動件可通過從第一植入物部件的接收在第二植入 物部件上的鉤或倒鉤內的突起形成。
在另一形式中，所述突起可為接收在從植入物部件的平面傾斜的開口內的舌，該 舌和開口基本上這樣形成對接接頭。到達插入力的閾值時，該舌滑動并從開口釋放，從而將 植入物部件從插入構造變位到可手術構造。
由于可提供多種尺寸和形狀的植入物，有利的是對植入部位、髓核空腔進行檢測， 以對植入物的幾何形狀和大小進行正確選擇。為了促進這一點，可設置用于可移除的插入 的多個試驗定距件，使得一個或多個試驗定距件可順序插入及移除，直至確定出合適的裝 配。這些試驗定距件的形狀可形成為與可手術構造中的植入物形狀相似，并可形成為便于 插入并穿過纖維環(huán)的形狀。
為了插入并移除用于估計髓核空腔的試驗定距件，可提供一種試驗定距器。該 試驗定距器可將試驗定距件固定于其上，使得試驗定距件在插入期間基本處于固定方位， 同時還調整對試驗定距件的固定，使得試驗定距件在髓核空腔內以與植入物相同的方式轉 動。該試驗定距器可為可調節(jié)的，并設有可固定部件(例如，螺釘狀部件)，用于調節(jié)試驗 定距件在其上的固定；以及用于固定該位置的捏手?？商鎿Q地，該試驗定距器可包括用于試 驗定距件的固定的多個預定位置。


在附圖中，圖1是本發(fā)明實施例的植入物的殼體的第一立體圖2是圖1的殼體的第二立體圖3是包括拱面的殼體的第一立體圖4是圖3的殼體的第二立體圖5是圖3的殼體的側視圖6是本發(fā)明實施例的植入物的立體圖7帶有的間隔件呈幻象示出的植入物的頂視圖8是圖7的植入物的側視圖9是圖7的植入物的剖面圖10是殼體和處于鎖合位置的插入工具的頂視圖11是殼體和處于中間位置的圖10的插入工具的頂視圖12是殼體和處于解鎖位置的圖10的插入工具的頂視圖13是圖10的插入工具的立體圖14是包括隔板的植入物的立體圖15是圖14的植入物的側視剖面圖16是帶有壁的植入物的剖面圖，這些壁限制殼體沿前后方向或側向運動并防 止間隔件脫出；
圖17是圖17的植入物的立體圖18是帶有間隔件的植入物的剖面圖，該間隔件具有用于限制殼體沿前后方向 運動的外周結構；
圖19是圖18的植入物的立體圖20是一植入物的立體圖，其具有用于限制殼體運動的線纜的通道；
圖21是圖20的植入物的頂視圖22是圖20的植入物的側視圖23是植入物和部分幻象示出的間隔件的立體圖M是圖23的植入物的剖面圖25是部分幻象示出的圖23的植入物的頂視圖沈是具有螺旋插入件的植入物的立體圖27是圖沈的螺旋插入件的立體圖28是具有用于引導楔件的轉動部件的植入物的立體圖四是圖28的植入物的剖面圖30是部分幻象示出的圖28的植入物的頂視圖31是具有凸輪形間隔件的植入物的局部幻象示出的立體圖32是圖31的植入物的剖面圖33是具有可擴展的罐體的第一植入物的剖面圖34是具有可擴展的罐體的第二植入物的剖面圖35是根據本發(fā)明的人工脊椎盤裝置的側視圖，示出在插入構造中可釋放連接 的上部件和下部件；
圖36是與圖36類似的側視圖，只不過解除了部件之間的連接，且所述部件處于可 手術構造；
圖37是與圖35對應的局部剖面圖，示出在插入構造中連接的部件以及用于植入 人工脊椎盤裝置的插入工具；
圖38是與圖37對應的局部剖面圖，示出插入工具的夾持部件，其相對于夾柄延伸 并夾持人工脊椎盤裝置，用于植入；
圖39是與圖38對應的局部剖面圖，示出固定到人工脊椎盤裝置上用于植入的插 入工具，且夾持部件推進以保持下部件；圖40是通過圖39中的線40-40剖取的局部剖面圖，示出上部件固定在叉形夾頭 中的夾持柱；圖41是圖35和圖36的人工脊椎盤裝置的下部件的頂視圖，示出大致跑道形的外 周構造以及在該下部件的引導邊緣處的凹槽；圖42是下部件的側視圖，示出它的拱形支承部分； 圖43是下部件的局部底視圖，示出壁部和在插入期間面對插入工具的壁；圖44是固定到處于插入方位中的下部件上的插入工具的夾持部件的底視圖；圖45是與圖44對應的夾持部件和下部件的底視圖，示出為定位在纖維環(huán)中而相 對于夾持部件轉動的下部件；圖46是圖35和圖36的人工脊椎盤裝置的上部件的頂視圖，示出大致跑道形的外 周構造以及在該上部件的引導端處的突起；圖47是上部件的側視圖，示出弓形凹槽和用于在植入期間和插入工具一起固定 的夾持柱；圖48是上部件的側視圖，示出該上部件尾端的突起的燕尾形構造；圖49是固定到插入工具上、處于插入構造的人工脊椎盤裝置以及包括在其內做 出切口的脊椎盤纖維環(huán)的脊椎部分的視圖；圖50是圖49的脊椎部分的局部剖面圖，示出正插入通過纖維環(huán)的、處于插入構造 的人工脊椎盤裝置；圖51是與圖50對應的局部剖面圖，示出在髓核空間內的處于可手術構造的釋放 了的部件；圖52是沿圖51中的線52-52剖取的剖面圖，示出從插入方位轉動到植入方位的 人工脊椎盤裝置；圖53是根據本發(fā)明的插入工具的側視圖；圖54是圖53的插入工具的分解立體圖，示出用于將插入工具固定到人工脊椎盤 裝置上的夾持部件；圖55是替換人工脊椎盤裝置的剖面圖，示出與所述上部件和下部件不同的拱形 部件；圖56是替換人工脊椎盤裝置的剖面圖，其具有在上部件和下部件之間的可替換 連接；圖57至圖60是表示下部件(圖57和圖58)和上部件(圖59和圖60)的相應端 部的用于在它們之間形成可釋放連接的可替換結構的平面圖和前視圖；圖61是根據本發(fā)明的試驗定距器的側剖面圖，在其遠端保持有試驗定距件；圖62是圖61的試驗定距器的分解立體圖；圖63是圖61的試驗定距件的立體圖；圖64是圖63的試驗定距件的側視圖；圖65是具有替換調節(jié)機構的替換試驗定距器的側視圖；圖66是圖64的試驗定距器的分解立體 圖67是表示根據本發(fā)明準備將人工脊椎盤裝置植入脊椎內的方法的流程圖；圖68是表示根據本發(fā)明將人工脊椎盤裝置植入脊椎內的方法的流程圖；圖69是具有可手術的脊椎前凸角的人工脊椎盤裝置的尾端的側視圖；圖70是圖61的人工脊椎盤裝置的插入端的側視圖，示出了可手術的脊椎前凸角； 以及圖71是圖69的人工脊椎盤裝置的分解圖，示出上部件和下部件。
具體實施例方式現(xiàn)在參照附圖描述植入裝置10的一個實施例，該植入裝置包括頂殼12和底殼14。 當用在這里時，術語頂殼和底殼僅指描述時殼體的布置，且該布置可相反。植入物10是人 工髓核植入物，用于置換受損的天然脊椎盤的髓核。通過稱為髓核切除術的方法將所述天 然脊椎盤的髓核基本清除，在髓核切除術中在圍繞髓核的纖維環(huán)中做出切口，由此將髓核 基本移除。通常有少量粘性髓核物質殘留在脊椎盤空間內，該物質可用于提供一界面，用于 減少由于植入物10和相鄰椎骨的端板之間的不一致而可能存在的應力點。將植入物10的一個實施例通過纖維環(huán)中的所述切口插入，使得該纖維環(huán)仍然連 接到相鄰椎骨上并將植入物10保持在髓核空間內的椎間位置。為了這樣利用纖維環(huán)，可將 植入物10分部件或分部分插入，或者可將其以壓縮或未擴展狀態(tài)(或布置)插入。一旦到 位或一旦植入，可將植入物10如以下所述組裝、擴展，或二者兼用。因此，纖維環(huán)中的切口 小于普通髓核植入物所需，從而使手術的侵入性最小。由于通過纖維環(huán)插入后植入物10的 尺寸或布置發(fā)生改變，因此擴展或組裝后的植入物10不會從該纖維環(huán)脫出。通過利用纖維 環(huán)防止植入物突出或脫出，取消了會穿透、磨損端板表面或另外妨礙其完整性的突起或其 它固定件。通過保留纖維環(huán)，椎骨部分具有更大的穩(wěn)定性，并可更接近恢復正常運動，而且 沒有移除或過度損傷纖維環(huán)而使手術部位留下的疤痕最小化。各殼體12、14具有用于與相鄰椎骨(未示出)尤其是椎骨端板接合并配合的外表 面20。各殼體12、14的外表面20優(yōu)選為光滑以避免干擾端板表面。相鄰椎骨的端板具有 天然形成的凹面，這些凹面與殼體12、14的外表面20配合。植入物10上方椎骨的凹形與 植入物10下方椎骨的凹形略有不同。優(yōu)選地，各殼體12、14的外表面20的輪廓形成有與 其相應的相鄰椎骨的凹形對應的凸形18 (參見例如圖26、圖33、圖34)。在一個實施例中， 各殼體12、14的外表面20的凸形18的曲率半徑與相鄰椎骨的凹形的曲率半徑相匹配。在 另一實施例中，各殼體12、14的外表面20的凸形18的曲率半徑略小于相鄰椎骨的凹形的 曲率半徑。由于端板骨略微彈性變性，因此殼體12、14的外表面20和相應椎骨之間界面的 微小失配產生微小殘余應力，從而用于阻止殼體12、14相對于椎骨的運動。作為再一種替 換，各殼體12、14的外表面20的凸形18的曲率半徑可略大于相鄰椎骨的凹形的曲率半徑。 同樣，由于所述骨略微彈性變性，所述外表面的輕微過凸有助于確保作用在植入物和相鄰 椎骨上的壓縮力更均勻的分布。任何這種失配都不應使得發(fā)生如上所述的骨下沉。優(yōu)選地，各殼體12、14具有橢圓或跑道形外周形狀26，其橫向尺寸Dl大于縱向或 前后尺寸D2?？商鎿Q地，各殼體12、14可具有梯形、圓形或腎形形狀(參見，例如圖31-32)。 此外，外周形狀26可為圓形或成圓角。為使植入物10受到的壓縮力橫過端板最均勻地分 布，殼體12、14的大小和形狀26優(yōu)選盡可能多地覆蓋髓核空間內的端板。此外，殼體12、14的外周尤選張緊放置并與供它們植入其中的纖維環(huán)的內表面的至少一部分接觸，如 以下所述。
各植入物10設有至少一個多軸線關節(jié)連接支承部件30，其在形成于頂殼12中的 凹形凹槽40與拱面50之間形成。拱面50和凹槽40與拱面50配合的表面以及這里所述 的其它滑動表面優(yōu)選為光滑，從而進行低摩擦接合。如圖1至圖5所示，凹槽40形成于對 著底殼14的面42中(圖幻，而拱面50形成于底殼14的對著頂殼12的面52上(圖4)。 可替換地，如圖6所示，植入物10可設有一對多軸線關節(jié)連接支承部件30，其中間隔件或植 入物60設有相對面62、64，各面均包括拱面50，用于接收在各面對的殼體12、14的凹形凹 槽40中。作為再一種替換，圖7至圖9示出具有相對面72、74的間隔件70，其中面72包 括拱面50，而面74包括平坦面76。對于間隔件70，拱面50接收在凹槽40內，而平坦面76 接收在底殼14中的具有平坦表面的凹槽78 (形狀與平坦面76類似但稍大)中，使得平坦 面76可在凹槽78中滑動或移動。與單個磨損面相比，兩個磨損表面會降低所經受的整體 磨損，因此優(yōu)選為具有兩個這種表面。應指出的是，間隔件60的提供兩個磨損面的相對側 的曲率半徑不必相同。
拱面50和凹槽40之間的各關節(jié)連接支承部件30提供凹形凹槽40相對于拱面50 的多軸線運動。特別地，軸承部件30允許凹槽40相對于拱面50做屈曲/伸展、側向彎曲 及旋轉運動。此外，間隔件60與殼體12、14之間的配合面均提供相對滑動或移動，如以下 所述?？筛淖兓蚩刂脐P節(jié)連接支承部件30的剛度。具體地說，凹形凹槽40和拱面50均具 有相應的曲率半徑。當凹槽40的曲率半徑大于拱面50的曲率半徑時，所述剛度降低。當 凹槽40的曲率半徑小于拱面50的曲率半徑時，所述剛度提高。
為更近似地模擬天然脊椎盤髓核的行為，殼體12、14以及任何間隔件(例如但不 限于間隔件60、70)可相對于彼此滑動或移動。凹槽40和拱面50可相對于彼此樞轉或旋 轉，也可沿它們的配合面滑動。例如，對于平坦面76和凹槽78中的平坦表面來說，所述滑 動為平動。天然脊椎盤包括為粘性流體的髓核，且該流體遠離髓核的彎曲或壓縮方向運動。 植入物10的殼體12、14跟隨椎骨的運動而運動。然而，間隔件60不能像天然脊椎盤那樣 沿與彎曲相反的方向擴展和沿彎曲方向壓縮。通過允許間隔件60相對于殼體12、14滑動 或移動，間隔件60可遠離彎曲方向移動，從而更準確地模擬天然髓核的壓縮。此外，由于植 入物12的高度小，因此頂殼12相對于底殼14的樞轉點在底殼14下方。因此，頂殼12的 凹槽40優(yōu)選可橫過拱面50移動，使得所述樞轉點與頂殼12 —起運動。
類似地，對于任何椎骨一脊椎盤一椎骨片斷，轉動中心在屈曲/伸展動作過程中 略微變化。為防止這點，在前后方向上，凹槽40的曲率半徑可大于拱面50的曲率半徑。因 此，拱面50可以以允許轉動中心移動的方式相對于凹槽40滑動。
如上所述，可將植入物10分部件插入，具體為相繼或順次插入。如圖1至圖5所 示，植入物10具有兩個主要部件，即頂殼12和底殼14，其中頂殼12具有用于接收底殼14 的拱面50的凹形凹槽40。如圖6所示，植入物10具有三個主要部件，即頂殼12、底殼14 及間隔件60，其中殼體12、14具有凹形凹槽40，用于接收該間隔件60的相對面62、64的拱 面50。在圖1至圖6的各圖中，殼體12、14中的至少一個包括在各凹槽40附近的斜坡90。 斜坡90可成形為弓形外形，拱面50抵靠該外形成凸輪形。不管殼體12、14或間隔件60通 過纖維環(huán)中的切口插入的順序如何，斜坡90使得能夠這樣將所述部件擠壓在一起，即在13插入期間以凸輪動作對著對齊斜坡90并在其上推動任何拱面50，使得拱面50抵靠對齊斜 坡90成凸輪形。這樣，纖維環(huán)中做出的切口的尺寸可最小化，其只不過為將要插入的最大 部件所需的尺寸，并且可利用纖維環(huán)將植入物10保持在髓核空間內。
為了進一步減小在纖維環(huán)中做出的切口尺寸，殼體12、14的前后尺寸D2小于橫向 尺寸D1，可通過最先引導短的橫向端16通過纖維環(huán)中的后側切口而將殼體12、14插入。纖 維環(huán)中切口必需提供的最大間隙僅需為所述三個部件中最大部件所需的。換言之，所述切 口形成可變形的孔或有界環(huán)，植入物10的各組件或部件具有要求切口必須允許它們通過 的最小環(huán)繞。該工具的一部分可包括用于在纖維環(huán)中切割出精密切口(大小正好夠插入植 入物)的裝置。僅需要切口大小足夠用于各個部件的最小環(huán)繞的最大者。一旦植入后，殼 體12、14和/或諸如間隔件60的任何間隔件可在髓核空間內轉動，使得短尺寸D2不再與 纖維環(huán)的切口對齊。
殼體12、14及植入物10在插入期間或在髓核空間內組裝后通?？赏ㄟ^插入工具 110轉動(參見圖1至圖6，以及圖10至圖13)。殼體12、14可包括柱100，其包括大致圓 形的外表面102和形成在外表面102上的至少一個平坦面104。如圖10至圖13所示，所述 工具具有若干位置，并具有上靜止卡爪112和可沿該工具110的縱向軸線往復運動的下卡 爪114。參照圖10，工具110的下卡爪114抵接或面對平坦面104，使得柱100固定在卡爪 112、114中，從而工具110和柱100處于鎖合位置，用于殼體12、14的插入。如在圖11中 可見的，下卡爪114處于中間位置，使得該下卡爪114遠離柱100拉開一較短距離，從而該 下卡爪114不抵接或面對平坦面104。在該中間位置，柱100保持俘獲在卡爪112、114中。 然而，柱100可在卡爪112、114內相對轉動，從而殼體12、14在插入纖維環(huán)過程中或插入后 可轉動。圖12進一步示出釋放位置，其中下卡爪114遠離柱100拉開，使得工具110可從 柱100移開并且可將工具110從植入位置拔出。如可看到的，柱100沿遠離與其連接的殼 體12、14的方向擴展?？ㄗ?12、114均分別具有相對的壁115、116。使壁115、116按照卡 爪112、114的輪廓成形，同時在壁115、116之間設置凹槽117、118。這樣，卡爪112、114可 按所述方式同時圍繞并操縱一對殼體12、14上的一對柱100?？ㄗ?14的壁116之間的凹 槽118具有開口的終端119，從而下卡爪114可沿直線沿柱100的邊緣經過，從而在鎖合位 置、中間位置或解鎖位置間往復運動。
如以上所述，植入物10的殼體12、14不必須復制天然髓核的形狀，使得植入物10 的外周沈可抵接且延展纖維環(huán)的部分，從而為纖維環(huán)的這些部分提供張力。已發(fā)現(xiàn)，纖維 環(huán)上的張力會緩解疼痛并改善椎間關節(jié)的穩(wěn)定性。如圖14至圖15所示，將例如折疊波紋 管120形式的外隔板固定到殼體12、14上。波紋管120可在殼體12、14之間形成密封并關 于它們延伸，使得植入物10可充注有某一物質。該物質可是氣體、液體或其它可流動物質， 使得波紋管120展開以對纖維環(huán)內部施加壓力。該波紋管優(yōu)選填注有鹽水或其它不可固化 的(non-curable)物質。此外，注入的物質可使植入物10略微擴展，從而提供一些吸震性 和在需要時提供附加的脫位。而且，波紋管120防止外來物質進入植入物10，否則外來物 質會阻礙或惡化關節(jié)連接支承部件30的性能。在一些實施例中，所述物質可以是水凝膠顆 粒，而波紋管120可包括允許吸收液體的可滲透部分或可半滲透部分。通過使用顆粒，所述 物質可在任何支承件30關節(jié)連接在殼體12、14之間時在植入物10內運動。通過膨脹或擴 展波紋管120或類似結構，可將壓力徑向作用在纖維環(huán)上以使纖維環(huán)張緊。14
波紋管120可通過若干方法連接到殼體12、14上。例如，可利用熱結合、粘附結合、 或者壓縮密封件使波紋管牢固永久地結合到殼體12、14上。當波紋管120被壓縮時，一部 分會向外偏轉。因此，優(yōu)選波紋管120在向后方向上的柔順性低于向前方向和側向上的柔 順性，這樣當波紋管120向外偏轉時，使沿脊髓方向的偏轉度最小化。術語柔順性在用于本 文時是指材料延展的能力。波紋管120可設有入口 122，可將導管或針連接到該入口上以供 灌注波紋管120，且入口 122包括一密封機構。
如前所述，天然脊椎盤中椎骨間的最大偏轉角為大約15°。殼體12、14的擴展側 向尺寸Dl將側向彎曲限制在15°。然而，可能有必要限制植入物10的前后彎曲。如在圖 16至17中可見的，殼體12、14包括彼此相對并朝彼此延伸的短壁130，使得當達到15°彎 曲時，壁130相抵接?？商鎿Q地，如在圖18至19中可見的，間隔件140可包括自其外周并在 殼體12、14之間延伸的環(huán)狀環(huán)142，使得當達到15°角時頂殼12和底殼14的面42、52接 觸環(huán)142。環(huán)142可由軟于殼體12、14的材料制成以使磨損最小化，并且其可彈性壓縮。短 壁130和環(huán)142的尺寸可定為需要時將殼體12、14的運動規(guī)定或限制到一角度，例如15° 或其它角度。
在圖20至圖22所示的替換實施例中，各殼體12、14均包括兩對端口 150，各端口 150均與相對殼體12、14的端口 150大致對齊，并且各對端口均包括在殼體12、14的外表面 20中開出的通道152，以連接該對端口?？墒咕€纜或線纜段(未示出)通過端口 150并通 過這樣自殼的外表面20開出的通道152，使得該線纜形成封閉環(huán)。這樣，殼體12、14與彎曲 方向相反的側僅可分開至由所述線纜長度規(guī)定的程度。對線纜的長度規(guī)定為使得殼體12、 14間的分開程度沿前后方向不超過15°，或任何其它角度。此外，所述線纜布置防止殼體 12,14彼此分離并阻擋殼體12、14之間的空間，使得它們之間的間隔件60不會變松并且不 會從殼體12、14之間脫出。
現(xiàn)在參照圖23至圖25，示出了具有頂殼12和底殼14以及階形間隔件160的植 入物10。底殼14包括傾斜的階形斜坡162，該斜坡優(yōu)選具有沿前后方向對齊的臺階164以 及臺階164側面上的側壁166。臺階164朝殼體14的中央隆起，間隔件160的相反側上的 拱面50與凹槽40接觸并接收在其內。殼體12、14可在階形斜坡162與纖維環(huán)中的切口對 齊的情況下插入髓核空間內。在一種形式中，間隔件160的拱面50可抵靠頂殼12成凸輪 形，同時被擠壓在殼體12、14之間并被擠壓進髓核空間內?？蓪㈦A形間隔件160擠壓在殼體 12、14之間，使得該階形間隔件160對著臺階164凸起并攀上臺階164。側壁166定位成間 隔件160可沿所述臺階沿前后方向滑動或移動較短距離，同時還防止過度移動。一旦插入 階形間隔件160就可轉動階形殼體14使得斜坡162不再與纖維環(huán)的切口對齊。為防止一 旦植入后間隔件160重新定位到階形斜坡162的下部，可設置止動件(未示出)，或者可將 臺階164傾斜成使得各臺階164均朝其內側邊緣向下形成角度，并且臺階164與階形間隔 件160的底面互鎖，如圖所示?？商鎿Q地，可將帶有階形斜坡162的底殼14插入，然后在拱 面50接收在凹形凹槽40內的情況下將間隔件160和頂殼12 —起插入。因此，間隔件160 和頂殼12被擠壓進髓核空腔內，使得間隔件160攀上底殼14的臺階164。作為另一替換， 可在將間隔件160定位在下臺階164處的情況下將頂殼12和底殼14以及階形間隔件160 一起插入，這樣植入物在插入髓核空腔內期間具有減小的尺寸或厚度。
參照圖沈和圖27，示出了在塌癟或壓縮狀態(tài)(或布置)下插入而后膨脹的植入物1510，其具有頂殼12和底殼14以及螺旋階形間隔件170。殼體12、14(但是優(yōu)選為殼體12、 14中的一個)具有凹形凹槽40，形成在間隔件170上的拱面50接收在該凹槽內。間隔件 170具有兩個相對的階形螺旋壁部172。在一些形式中，其中一個螺旋壁部172與殼體12、 14中的一個成一體，而在其它形式中兩個螺旋壁部172都包括被相應的匹配殼體12、14中 的凹形凹槽40接收的拱面50。螺旋壁部172具有相對的螺旋布置的臺階174。在螺旋壁 部172完全相互嚙合的情況下使植入物10在壓縮布置中插入髓核內或在髓核內組裝。一 旦插入后就可使螺旋壁部172相對彼此轉動，使得螺旋壁部172的相對臺階174彼此抵靠 攀升，從而將植入物10擴展為擴展布置。植入物10可構造成防止螺旋壁部172不期望地 復位。與具有階形斜坡162的上述植入物10類似，螺旋壁部172的臺階174沿擴展轉動方 向向前傾斜，以防止或阻止復位，或者可設置止動件(未示出)。作為另一替換，植入物10 可設置有壓縮件和/或扭轉彈簧(未示出)，這樣一旦植入后就可使螺旋壁部172自動強制 打開并轉動到擴展配置，螺旋壁部172于是可將殼體12、14保持在擴展布置中。
作為另一替換，圖觀至圖30表示具有頂殼12和底殼14以及間隔件180的植入 物10，該間隔件包括轉動件182，其繞縱向軸線轉動并與一對對置楔件184以及一對半球形 件186相連。各半球形件186均包括接收在相應殼體12、14中的凹槽40內的拱面50。轉 動件182旋緊在楔件184內。沿特定方向轉動轉動件182，迫使楔件184從楔件184被分離 的壓縮布置到達楔件184共同相靠近或相互抵接的擴展布置。處于壓縮布置的楔件184相 對于半球形件186之間的空間186大致橫向布置。轉動轉動件182使楔件184相靠攏，從 而將楔件184拉入空間186內的一位置。在此期間，楔面188抵接半球形件186，從而迫使 半球形件186相互遠離并迫使植入物到達擴展布置?？稍趬嚎s布置中插入植入物10，接著 如所述那樣擴展。作為替換例，可在轉動件轉動固定(未示出)到殼體或半球形件的情況 下利用單個楔件，或者與所述的被向內擠壓相反，所述楔件可通過被彼此遠離地向外擠壓 而擴展植入物。轉動件182的用于實施其轉動的端部優(yōu)選定位成在其轉動期間面對所述切
現(xiàn)在參照圖31和圖32，示出了具有凸輪件200形式的間隔件的植入物10，凸輪件 200具有凸輪面202，使得可以以壓縮布置插入植入物10，接著可轉動凸輪面202以擴展植 入物10。凸輪件200包括凸輪形拱204，其具有接收在頂殼12中的凹槽40內的拱面50。 凸輪形拱204優(yōu)選具有三個或更多與底殼14的對置凸輪面202配合的凸輪面202。在壓 縮或未擴展布置中，凸輪拱204和底殼14的凸輪面202完全互鎖和相互嚙合?？墒雇馆喒?204相對于底殼14轉動，使得配合的凸輪面202彼此抵靠成凸輪形，從而迫使凸輪拱204上 升，并將植入物10從壓縮布置擴展到擴展布置。在底殼14的凸輪面202的最高點206處 存在隆起或其它止動件，可超出該隆起或其它止動件設置凸輪面202從而防止凸輪拱204 復位到較低高度?？商鎿Q地，可在一對凸輪拱204之間設置凸輪面202，使得凸輪拱204可 相對于彼此轉動以擴展植入物10。
在可擴展植入物的替換實施例中，圖33和圖34示出具有頂殼12和底殼14以及 一可擴展罐的植入物10。在圖33中，罐220具有頂蓋222、底蓋224以及側壁226。頂蓋 222和底蓋2M均具有與相應殼體12、14上的凹槽40配合的拱面50。植入物10以壓縮或 未擴展布置插入髓核空間內，殼體12、14具有環(huán)形凹槽230，用于在植入物10處于壓縮布 置時接收側壁226。側壁2 包括入口 232，使得可通過將可流動物質注入罐220而使該罐220擴展，從而使植入物10擴展到擴展布置。側壁2 在其頂部邊緣和底部邊緣具有向內 延伸的唇234，當罐220完全擴展時它們與各蓋222、2M上的向外延伸的唇236發(fā)生干涉。 參照圖34，示出了替換罐MO，其中底蓋2M與側壁2 成一體。罐220可優(yōu)選填有可固化 的物質，使得該物質不會從擴展的罐220泄漏。在這些實施例中，蓋222、2M應與側壁2 形成充分密封，從而使所述物質保留在罐220J40內。作為替換，其中一個蓋222、2M可與 其中一個殼體12、14成一體。
可替換地，罐220可充有流體，或可充有彈性物質，使得罐220、240提供某種程度 的吸震性。作為另一替換，可使用氣囊250代替罐220J40。如果僅使用氣囊，當將植入物 10插入髓核空間時可將放氣后的氣囊預定位在殼體12、14內，或者可在植入殼體后將放氣 后的氣囊插入。為了充注氣囊250，應當具有與側壁226的入口 232對齊的端口或入口，用 于接收從例如導管注入的物質。當所述導管例如在充注植入物后被移除時，應將氣囊或罐 密封。因此，優(yōu)選在灌注裝置和氣囊或導管之間設置自密封閥或無閥連接?？商鎿Q地，注入 的物質可密封氣囊或罐，例如當該物質可固化時。當氣囊和側壁2 —起使用時，側壁2 起限制或降低氣囊的側向變形的作用，從而使植入物10的高度得以維持。
如果在不被包圍在另一結構并大致制動并充有不可固化物質的情況下使用氣囊 250，則可使用不具有柔順性或柔順性極小的氣囊，以在生理加載期間維持剛性。所述氣囊 可充有例如鹽水、硅油或PEG(聚乙二醇)溶液。若氣囊充有可固化物質，則該氣囊可由柔順 性和非柔順性材料形成。合適的可固化材料包括但不限于例如PMMA(聚甲基丙烯酸甲酯)、 磷酸鈣、聚氨酯、和硅樹脂。
在可擴展植入物的一些形式中，提供了控制擴展程度的能力。例如，螺旋階式間隔 件170的壁部172可轉動到期望高度，或者可通過控制注入物質的量控制罐220的擴展?？?監(jiān)測和控制植入物10的高度或擴展以及作用在椎骨上的脫位力。然而，優(yōu)選從臨床角度將 植入物10擴展到預定脫位力，因而相對于作用在椎骨端板上的接觸壓力進行擴展。
這里所述的每一多軸線支承件30均具有與類似形狀的凹槽配合的外輪廓。盡管 拱面的外輪廓可為部分球形、半球形、或類似結構，然而應指出的是諸如長方形或拋物線形 的其它形狀可能會提供更多功能?？衫霉懊娴奶鎿Q形狀為多軸線支承件30提供不同運 動范圍。如所示的，間隔件具有一個或兩個弓形拱面，如果拱面的曲率半徑形成完整球形， 則對于用在椎間空間中來說會過大?？商鎿Q地，可將間隔件設置成剛性球或半剛性弓形球。
有利地是，拱面一凹槽支承件30在殼體和間隔件之間形成一界面，其為殼體植入 時的相對定位提供更大的自由度。具體地說，如上所述，殼體可定位成適于各種椎間盤層級 的角度。例如，在不同層級，例如在L5/S1層級，椎骨定位成在脊柱中維持前凸形的角度。對 于殼體相對支承件部分的自由轉動而言，殼體可根據脊柱的天然曲率進行角度調節(jié)，而不 會在椎骨的端板上產生不均勻的應力分布。
用于殼體12、14以及諸如間隔件60的任何間隔件的材料可選擇為提供某些特性。 植入物的部件可用聚亞胺酯覆蓋以降低在植入期間對周圍組織的損傷，并在就位后這些部 件與周圍組織之間的微小運動期間降低磨蝕?？蛇x擇提供滑動面間的期望磨損特性的材 料，并可選擇提供半透射線性的材料。無論怎樣，用于殼體12、14以及關節(jié)連接支承部件 30的任何部件的材料都是大致剛性的，從而使植入物10能夠支撐該植入物10所承受的周 期壓縮載荷(如天然脊椎盤會承受的那樣)。所述材料的一些示例為金屬、陶瓷、塑料、復17合材料以及彈性體。所述金屬可包括醫(yī)用等級的不銹鋼、鈷鉻合金、液體金屬、鈦、以及鈦合 金。所述陶瓷可包括氧化鋁和氧化鋯。所述塑料可包括聚乙烯、聚丙稀、熱解碳、PEEK 、以 及BioPEEK 。所述復合物可包括碳纖維PEEK以及碳纖維BioPEEK。所述彈性體可包括聚 亞胺酯。非金屬材料有益于透過射線而在成像(例如，射線照像、磁共振、或計算機軸向斷 層掃描)期間不會產生偽影。對于非金屬材料而言，在設備中包括不透射線標志以輔助圖 像識別會是有益的。例如，可為各殼體提供一個或多個標志，這樣可看清各殼體的方位，并 且這些標記可為不同大小，這樣就可辨識出每一殼體的標識。作為示例，可為植入物的各分 離部件提供形狀不一致的標志，或者兩個不同尺寸或形狀的橫向標志，這樣當觀察圖像時 這些標志就可清晰呈現(xiàn)各部件的方位和位置。應當意識到上述材料僅為示例，并不意欲列 出可使用的材料的全部清單。
間隔件和殼體可由相匹配材料制成，或者可由不同材料制成。通常，殼體使用非金 屬材料會受益于間隔件使用非金屬材料從而在成像期間避免偽影。然而，在磨損表面上使 用金屬材料會改善關節(jié)連接和滑動面的抗磨損性。
現(xiàn)在參照圖35至圖50，示出了植入物或人工脊椎盤裝置300的其它實施例。植 入物300具有主體301，其由包括下部件或殼體312和上部件或殼體314在內的兩部分形 成，這些部件具有用于接觸相鄰椎骨端板的相應外表面320、322。如同上述實施例，植入部 件312、314的外表面320、322的凸形或凹形可與相鄰椎骨的輪廓匹配或略微失配。外表面 320、322還可以是平坦的，并且某一個或另一個可是平坦的、凸形的或凹形的而另一個不是 這樣。和上述實施例也相同的是，表面320、322優(yōu)選不需要具有用于將植入物固定到端板 上的突起等，不過可以提供。
如以上實施例描述過的，為允許部件312、314相對于彼此移位，通過支承件或部 件312、314的部分在部件312、314之間形成支承界面315。更具體地說，下部件312具有弓 形或拱形支承部分319，其可具有與上部件314的凹槽支承部分317基本匹配的形狀。顯 然，凹槽317和拱部319可進行倒換而分別形成在下部件312和上部件314上。此外，拱形 支承部分319可具有相對于凹槽支承部分317失配的形狀，使得如以上所述提供所需關節(jié) 連接剛度。應當指出，所述運動可限制在單軸線、兩軸線或多軸線。例如，可在部件312、314 上設置運動限制器(未示出)，或者可在單軸線接頭上形成具有細長凹面或凸面的支承件。
因此，與上述支承件30相似，拱形支承部分319裝配到弓形凹槽317內，使得它們 的相應表面319a和317a優(yōu)選基本平齊，彼此滑動接觸，從而使殼體部件312、314能夠轉動 或樞轉以及相對于彼此弓形滑動或移動。殼體部件312、314之間的這種相對移位與對本 文的其它植入物進行的上述描述類似。因此，本文的術語支承部件可為下部件312、上部件 314或二者的支承部分，或者是如以上所述設置在下殼體部件和上殼體部件之間的單獨件。
在殼體部件312和314優(yōu)選相互連接的情況下將植入物300如以下將要描述地插 入相鄰下椎骨和上椎骨之間。植入物300和殼體312、314具有上述的跑道形狀，其前后方 向尺寸D2小于包括側邊303a和30 在內的橫向尺寸D1。有利地利用較窄的、引導或前 進端304(具有較小尺寸擬)將植入物300插入。植入物300具有從引導端3(Ma、304b向 相應尾端306a、306b延伸的縱向軸線，以及在大致較長側邊303a、30;3b之間延伸的橫向軸 線。植入部件312、314的縱向軸線和橫向軸線限定出它們各自的廣義平面。因此，纖維環(huán) 309中的切口 308僅需具有足夠適合橫向寬度D2從其通過的長度。在插入期間或插入后，可使植入物300轉動從而使較小的橫向尺寸D2不再與切口 308準確對齊，并且可使植入物 300插入成在植入后使較大橫向尺寸Dl至少部分地與切口 308對齊。這樣，在纖維環(huán)309 中作出的用于插入的切口 308的尺寸可最小化。此外，通過在髓核空間內轉動植入物300， 可使其被纖維環(huán)309俘獲在該空間內并且不可能從與鄰近的植入物300的較長側邊303a、 303b之一大致對齊的較小切口 308退出。
通過優(yōu)選的橢圓或跑道形形狀，植入物300的引導端304，具體來說是脊椎盤殼體 部件312、314的端部3(Ma、304b，在這些部件的所述廣義平面內彎曲，以易于通過切口 308 插入。另一方面，一旦已插入并轉動植入物300使得其大致較長側邊303a、30;3b (尤其是其 部件312和314)與所述切口對齊，大致較長側邊303a、303b以及它們的長度使得脊椎盤部 件312、314在植入后非常不可能通過切口 308退出。此外，在當前優(yōu)選實施例中，大致較長 側邊303a、303b基本筆直，進一步有助于阻止植入部件312、314退出。
如前所述，可設置任選斜坡90，從而當按以下方式優(yōu)選相繼插入所述部件時便于 對齊植入部件，即某一部件已插入相鄰椎骨321間的髓核空間內，而其它部件經由斜坡90 相對于所述已插入的部件插入可手術構造內。另一方面，使優(yōu)選的脊椎盤裝置300作為單 個單元插入，使得部件312、314通過纖維環(huán)切口 308 —起插入。因此，不需要設置用于在椎 骨盤空間內的可手術構造中將殼體部件組合在一起的對齊結構(例如，上述斜坡)。關于這 一點，上部件314可在該上部件的所述廣義平面內在弓形凹槽317的兩側具有平坦面390。
如以上所述，人工脊椎盤部件312、314優(yōu)選相互連接，使得脊椎盤裝置300可作為 單個單元或脊椎盤組件插入。為此，將脊椎盤部件312、314連接，使它們呈一插入構造，該 構造使脊椎盤組件300能夠有效植入，同時就在纖維環(huán)309中為此所需的切口尺寸而言，可 最小化其侵入。如圖47和圖50所示，脊椎盤單元300的插入構造優(yōu)選為楔形構造，從而形 成該單元300的低外形引導端304。在單元300的尾端306處，脊椎盤312、314遠離彼此呈 錐形，使得尾端306具有比引導端304大的外形。
這樣，人工脊椎盤組件300的插入構造使得醫(yī)生能夠在植入插入的初始階段的阻 力保持最小的情況下，通過形成在纖維環(huán)物質中的狹窄的縫隙切口 308將引導端304初始 插入。單元300的繼續(xù)插入使切口 308分開，從而允許包括擴大的尾端305在內的整個植 入物300通過髓核空間311并裝配在其內。植入部件312、314之間的支承部分或界面315 充當部件312、314之間的轉軸。在初始插入期間，施加在頂面322和底面320上的力作用 在支承部分315的轉軸的前部。隨著植入物300繼續(xù)進入纖維環(huán)309，作用在所述前部上的 力增加，并且當表面320、322進入纖維環(huán)309時該力作用在這些表面的更大部分上。在某 一時刻，施加在植入部件312、314的轉軸后部的力將超過作用在該轉軸前部的力到足以使 植入部件312、314變位成可手術構造的程度，如將在以下所述。這樣，所述楔形插入構造有 助于插入植入物300的前端304，并有助于使脊椎盤裝置300在相鄰上、下椎骨321 (具體是 它們的端板313)之間的髓核空間311內有效變位成可手術構造。
更具體地說，脊椎盤部件312和314的相應軸線31 和31 形成插入楔角ω，該 楔角與脊椎盤部件312、314的長度一起決定部件尾端306a和306b的分離程度。為維持脊 椎盤單元300的插入構造，脊椎盤部件312、314具有在它們的相應引導端30 和304b之 間形成的可釋放連接340。可釋放連接340以在脊椎盤部件312、314之間形成的預定插入 楔角ω而將脊椎盤部件312、314設置成它們的插入構造。在優(yōu)選并示出的形式中，可釋放連接340與相應部件312、314的拱形支承部分319和凹槽部分317配合，以形成特定脊椎 盤單元300的插入楔角ω。
參照圖41和圖42，可以看出下部件312包括形成在其端部30 處的凹槽344，且 凹槽344沿從前端30 朝后端306a延伸的方向相對于脊椎盤部分312的廣義平面向上傾 斜延伸。在上部件314上設置裝配在凹槽344中的突起342，并且該突起配置成在部件314 的廣義平面內或平行于該平面延伸。這樣，借助于脊椎盤部件312、314通過使突起342接 收在凹槽344內而形成的可釋放連接，上部件314會相對于下部件312的所述平面向上傾 斜或翹起。同樣，借助于部件312、314的可釋放連接，支承部分317和319配合成使得上部 件314與下部件312接合并被其支撐。具體地，如在圖35中可見，在可釋放連接340后部， 上部件314的凹槽支承部分317將靠在上部件支承部分319的前側。
可釋放連接340的強度足以在脊椎盤單元300被推動通過纖維環(huán)切口 308時以及 在插入椎骨盤空間311內的初始階段保持將脊椎盤部件312、314連接在一起。如所述的， 殼體312、314優(yōu)選設有將殼體312、314可釋放地固定成所需楔角方位的配合結構(例如突 起342和凹槽344)。在優(yōu)選并示出的形式中，可釋放連接340呈例如位于殼體312、314的 引導端部3(Ma、304b處的燕尾形接頭340的干涉連接或搭扣配合連接形式。關于這一點， 頂殼314包括呈燕尾形突起342形式的突起，而底殼312包括配置成與燕尾形突起342的 構造基本匹配的配合凹槽344。
如對在前實施例的以上所述，上部件312和下部件314的引導端3(Ma、304b和尾 端306a、306b設成當植入時提供植入部件312、314之間所需的最大生理運動的程度。引導 端3(Ma、304b還可包括抵接表面352、354，使得部件312、314當處于插入構造時可與表面 352,354接觸并沿它們抵接。部件312、314還定向成當突起342和凹槽344固定或搭扣配 合在一起時，表面352、3M平齊接觸。為此，上殼體部件314包括平坦表面352，燕尾形突起 342從該表面延伸，該表面與在底部件312的凹槽344兩側升起的平坦表面邪4抵接。平坦 表面邪4沿從下部件312的前部(或引導邊緣)向后部的方向向上傾斜。如所示的，頂部 件的表面352不傾斜，楔角ω可對應于由下部件312的表面354的傾度在表面354、352之 間形成的角度。然而，可倒換表面354、352的所述角度使得表面352從相應引導邊緣3(Ma、 304b向內傾斜，或者表面3M、352的角度可均向內傾斜，每種構造均使得表面3M、352可在 楔角ω處處于平齊抵接關系。
為將燕尾342固定在凹槽344內，可將殼體312、314放置在一起，使得凹槽344定 位成與燕尾形突起342成面對關系。燕尾形突起342包括從突起342的基部345向外傾斜 的翼；343，使得突起342具有引導面34加，其尺寸D3大于基部345的尺寸D4。凹槽344設 有用于接收突起342的傾斜翼343的幾何尺寸，使得凹槽344的上部34 在尺寸上小于下 部344b。這樣，于是可在殼體312、314的頂面320和底面322上施加人工壓力，使得燕尾 342的翼343被擠壓進凹槽344內并以搭扣配合或干涉配合固定在該處?？商鎿Q地，可僅 通過使燕尾342與凹槽344前端的開口 346對齊并在該開口內滑動而將燕尾342固定在凹 槽344內。連接340的至少一部分由可彈性變性的材料形成，使得突起342或凹槽344周 圍的表面或這二者可彈性變性，從而允許突起342以搭扣配合或干涉配合接收在凹槽344 內。此外，如將在以下所述，所述可彈性變性材料允許連接340在插入期間由于相鄰椎骨的 植入力和限制力而釋放。突起342和凹槽344的表面可覆蓋便于突起342和凹槽連接以形20成所述連接的材料，和/或阻止連接340在植入期間分離的材料，如以下所述。
因此，在連接部分342和344之間形成的干涉配合提供了阻止脊椎盤部件312、314 相對于彼此樞轉的預定程度的阻力，具體地，上部件314在其前端304b遠離下部件的前端 30如。另一方面，通過對部件312、314施加足夠的力，燕尾連接340的干涉配合被破壞，使 得脊椎盤部件312、314可呈其中部件312、314可相對于彼此變位的可手術結構，如圖36所 示。因此，根據脊椎盤裝置300所要插入的椎骨或髓核空間的大小選擇脊椎盤裝置300。處 于連接插入構造的相應部件312、314的尾端部或后端部306a和306b之間的距離應略大于 相鄰椎骨321之間的距離，尤其是脊椎盤裝置300所要插入的端板313之間的距離。
這樣，當脊椎盤裝置或單元300滑入所述空間內(將在以下描述)，下尾端306a和 上尾端306b會與相應端板313進行接合。因此，在這里的優(yōu)選形式中，在植入過程中正是 頂面322和底面320用作脊椎盤主體301的接合部分。繼續(xù)推動脊椎盤單元300進入椎骨 盤空間311內，使得表面322、320與被擠壓的纖維環(huán)接合或抵靠該纖維環(huán)初始成凸輪形，接 著通過逐漸增大的力向椎骨和端板313成凸輪形。通過相對于椎骨盤空間311尺寸合適的 脊椎盤單元300，在對置的隔開端部306a、306b處的擠壓力最終會變得足夠大，從而致使可 釋放連接340脫扣，使得部件312、314相對于彼此繞它們之間的支承界面315樞轉。通過 在脊椎盤組件300的引導端部304處形成的連接340以及施加在該脊椎盤組件的頂面322 和底面320的分開力，形成杠桿臂，其作用是以中間拱形支承部分319作為轉軸，利用該杠 桿臂克服在優(yōu)選連接340處的干涉配合。這使得由連接340提供的部件312、314之間的連 接強度最大化，從而確保脊椎盤單元300在插入期間維持其連接插入構造，直到其插入纖 維環(huán)309內足夠的量。另一方面，同樣毫無疑問的是所述楔形布置和利用所述部件作為杠 桿臂312、314使得脊椎盤組件300能夠以相對較低的力插入椎骨盤空間311內，并實現(xiàn)該 脊椎盤組件300的可手術構造。此外，引導端的較小構造使得組件300容易與切口對齊，以 用于初始插入。而且，當脊椎盤單元300如以上所述朝其在椎骨間的髓核空間內的完全座 靠位置轉動或旋轉時，可在端部306a和306b上施加分開力。在插入構造和可手術構造之 間變位中，部件312、314的樞轉方向如圖35和圖36中的箭頭P所示。
圖53和圖M示出了用于植入人工脊椎盤裝置(例如，植入物300)的插入器裝置 400。插入器400可夾持或可釋放地固定植入物300的殼體312、314，以將它們旋轉插入髓 核空腔311并位于其內。
為初始夾持殼體312、314，插入器400設有夾持件410，用于在例如醫(yī)生握住近端 400b上的手柄412時將殼體312、314保持在插入器400的遠端400a上。為細長桿狀基夾 頭420形式的第一夾持件相對于手柄412基本固定，并包括從夾持件420延伸的凸起422 形式的結構，底殼312具有形成在其表面426中的凹槽4M形式的接合結構。凹槽4M形 成在底殼312的尾端306a附近。當組裝植入物300時，表面4 基本朝向并面對頂殼314 定向。因此，當連接到底殼312上時，凸起422沿基本遠離頂殼314的方向延伸。
插入器400還設有第二夾持件，其可選擇性地沿與基夾頭420平行的方向往復運 動。具體地，第二夾持件為基本圍繞基夾頭420的柱狀夾柄432的形式，并且夾柄432通過 例如彈簧435朝插入器400的遠端400a偏置。夾柄432包括成型末端434，用于與底殼312 的尾端306a接觸。
更具體的說，底殼312的尾端306a包括從底殼312延伸的壁部436。壁部436在其基部與尾端306a附近的底殼312 —起形成肩部440。肩部440成扇形，從而限定包括順 序的弓形表面444的連續(xù)表面。中間弓形表面444b與殼體312的縱向尺寸Dl對齊。夾柄 末端434成型成提供與中間弓形表面444b的曲線匹配的表面43如。因此，夾柄末端434與 中間弓形表面444b以預定定向配合。
中間弓形表面444b兩側是第二弓形表面444a、4Mc和第三弓形表面444d、4Me 形式的側弓形表面，第二弓形表面基本彼此相同地彎曲并從中間弓形表面444b向外傾斜， 第三弓形表面也基本彼此相同地彎曲并從第二弓形表面4Ma、444c向外傾斜。作為示例， 中間弓形表面444b與左側弓形表面444a、4Mc或右側弓形表面444d、4Me之間的總角度 為大約90°至95°。然而，側弓形表面4Ma、444c、444d、4Me不需要對夾柄末端434精確 定向。這樣，當夾柄末端434抵靠任何側弓形表面4Ma、444C、444d、4Me時，底殼312可沿 抵靠側表面4Ma、444c、444d、4Me的定向移位。夾柄432還包括殼體凹槽446，其位于夾柄 末端434附近并在夾柄末端434和基夾頭420之間，定位在夾柄432內。
通過夾柄432和基夾頭420將底殼312固定到插入器400上。為此，夾柄432抵 抗彈簧偏置而部分地縮回，使得夾柄末端434遠離凸起422移動一段距離。然后將凸起422 插入底殼312的凹槽424內，壁部436插入殼體凹槽446內。接著使夾柄432朝底殼312 移位，使得夾柄末端434與中間弓形表面試驗定距件配合。這樣，底殼312被夾柄432的偏 置力夾緊，且其縱向尺寸與細長基夾頭420和夾柄432對齊。
在優(yōu)選實施例中，夾柄432可機械緊固或固定，使得不會發(fā)生抵抗偏置的意外縮 回。在本實施例中，這通過包括前向偏置固定套筒470而實現(xiàn)，該固定套筒具有內孔472，使 其繞夾柄432定位并部分在手柄412內。夾柄432具有加寬部474，其具有形成肩部477的 外螺紋475，而固定套筒470具有在其近端的抵接肩部478 ；在其內孔472內的肩部479 ； 以及在其孔472內的螺紋471。彈簧480位于抵接肩部478和形成于手柄412中的肩部476 之間，而肩部477、479通過彈簧480的作用力基本接觸。因此，夾柄432的縮回致使其肩部 477壓靠固定套筒470的肩部479，使得二者共同縮回。
然而，固定套筒470可通過壓縮彈簧480而相對于夾柄432縮回，并可相對于夾柄 432獨立轉動。更具體地，固定套筒螺紋471與夾柄螺紋475配合。在正常位置，彈簧480 偏壓固定套筒螺紋471遠離夾柄螺紋475。當固定套筒470抵抗彈簧480縮回時，固定套 筒螺紋471移動到它們可與夾柄螺紋475接合的位置處?？赏ㄟ^滾花捏手490使固定套筒 470轉動，使得該固定套筒旋在夾柄432上。最終，捏手490與手柄412相接觸，使得固定套 筒470與之相對緊固，并且夾柄432旋進固定套筒470內。這樣，夾柄432不能夠縮回，從 而底殼312被鎖定在固定后的夾柄432和固定的基夾頭420之間。
插入器400可同樣固定頂殼314用于插入。為此，插入器400包括叉夾頭450形 式的第三夾持件，頂殼314設有被叉夾頭450接收的夾持柱460。叉夾頭450包括也基本定 位在夾柄432內的細長柄454以及在遠端450a處的一對叉臂452。各叉臂452在其內表面 上包括杯形或半球狀凹槽456，使得相應叉臂452的杯形凹槽456基本朝向并面對彼此定 向。
頂殼314的夾持柱460包括用于接合在杯形凹槽456內的外表面462。為將夾持 柱460插在叉臂452內，叉臂452可略微向外撓曲，并且夾持柱460可略微壓縮。這樣，夾 持柱460搭扣配合或干涉配合在叉臂452內并可釋放地固定在其內。與在初始位置中具有22與連接器400的剛性定向的底殼312的固定不同，允許頂殼314繞其在叉臂452內的夾持 柱460樞轉，就如同球窩接頭一樣。
應當指出，殼體312、314可在固定到插入器400上之前固定形成燕尾接頭340。可 替換地，可在固定到插入器400上之后為殼體312、314設置插入方位。為此，由于頂殼314 可樞轉，施加人工壓力僅用于將燕尾342和凹槽344擠壓在一起。作為另外的替換例，可將 插入器400固定到頂殼314上，從而為頂面322設置特定角度，于是為殼體312、314設置楔 角ω和插入構造。
—旦可釋放地固定到插入器400上并處于插入構造，植入物300就做好了插入通 過纖維環(huán)309而插入髓核空腔311內的準備。如上所述，植入物300受到的插入力使該植 入物300從插入構造變位到可手術構造。同樣應指出的是，插入器400可用于轉動植入物 300以定位，并使較大縱向尺寸Dl與纖維環(huán)309內的切口 308對齊。在插入和轉動期間，植 入物300可能會接觸纖維環(huán)的內表面309a，從而該接觸引導植入物300進入髓核空腔311 內并引導植入物300在纖維環(huán)內的轉動。應當指出，植入物300和插入器400可用于多種 手術方法或技術，包括從除后側之外的方向的那些手術方法或技術。例如，在側向切口方向 中，插入器400和植入物300的操作和配合不需要像后側方法所需的那些調整。
—旦植入物300已變位到可手術構造，頂殼314就基本不能自由運動。即，盡管通 過夾持柱460和叉臂452形式的球窩接頭型固定裝置固定到插入器400上，然而纖維環(huán)309 和椎骨端板313以及形成在殼體312、314之間的關節(jié)連接支承部件30限制了頂殼314的 顯著運動。因此，頂殼314基本跟隨底殼312。
底殼312保持為相對于插入器400基本固定，直到醫(yī)生選擇其它操作。當已確定 植入物300已在纖維環(huán)309和髓核空腔311內前進了足夠量，從而不再需要剛性，或者植入 物處于需要被轉動的位置時，夾柄432可允許底殼312移位或繞凸起422樞轉到側弓形表 面4Ma、444c、444d、444e的其中之一。夾柄432的偏置接著可將夾柄432移位成與444a、 4Mc、444d、4Me其中之一處于抵接關系。因此，頂殼314還和底殼312繞夾持柱460樞轉。 由于側弓形表面4Ma、444c、444d、4Me從中間弓形表面444b傾斜，因此當夾柄末端434固 定在側弓形表面444a、4Mc、444d、4Me其中之一中時，醫(yī)生可引導植入物300沿橫向(垂 直于前后方向)進入髓核空腔311內。
應當指出，一旦將植入物300充分插入切口內，就可使夾柄432完全縮回。由于上 端板和內端板313提供的壓力和限制，加上叉臂452和夾柄凸起422，底殼312和頂殼314 盡管能夠樞轉然而基本不能脫出。這樣，醫(yī)生可在髓核空腔311內樞轉和操縱植入物300 例如直到所需位置，同時夾柄432仍然被彈簧偏置處于與表面444成面對關系。
為拔出插入器400，必須將植入物300從其釋放。在優(yōu)選實施例中，叉夾頭450可 通過滑動件490選擇性地往復運動。為將頂殼314固定到叉夾頭450上，通過使滑動件490 相對于手柄412前進而使叉夾頭450相對于夾柄432前進?；瑒蛹?90包括柱492，其接收 在叉夾柄454中的位于手柄412內的凹槽494內。為釋放植入物300，通過縮回滑動件390 而釋放頂殼314，從而縮回叉夾頭450。由于殼體部件312、314相配合，因此這種縮回會使叉 臂452與頂殼314分離。可替換地，所述縮回可朝柱狀夾柄432拉動叉臂452并將其拉到 叉柄432內，使得頂殼314的尾端306b與夾柄432的邊緣498接觸。繼續(xù)縮回叉夾頭450 會迫使頂殼314從叉臂452釋放。作為另一替換例，叉夾頭450的縮回可迫使頂殼314抵23靠基夾頭420的一部分(例如，柱500)，從而致使頂殼314從叉臂452釋放。然后可使夾柄 432縮回，于是凸起422可突出凹槽4M外。
手柄412的近端400b包括開口 510，釋放件512固定在該開口內并沿近端方向被 彈簧偏置。當克服該偏置而將釋放件512推進手柄412內時，將銷514從固定位置移位到 釋放位置。在固定位置，銷514被接收在基夾頭420的凹槽516內并固定處于基本固定位 置的基夾頭420。在釋放位置，通過使銷514移出凹槽516，可移開基夾頭420以及叉夾頭 450和滑動件490。這樣，可將插入器400拆卸下來，從而進行清潔和消毒的后部處理。
現(xiàn)在參照圖55，示出了植入物600的另一實施例，其具有形成關節(jié)連接支承部件 30的底殼612和頂殼614。頂殼614具有凹槽616，用于接收間隔件620上的拱部618，并 與其進行關節(jié)連接。間隔件620固定在階形凹槽630內，使得間隔件620在階形凹槽630 內略微運動。更具體地，間隔件620具有下垂柱622，其具有用于固定在階形凹槽630最底 部的凹槽部分632內下凸緣624。間隔件620具有使下凸緣624與拱部618相連的中間柱 部626。中間柱部擬6位于階形凹槽630的中間凹槽部分634內，并比其略小。拱部618包 括與中間柱部6 形成肩部642的底面640。階形凹槽630包括上凹槽部分636，低摩擦墊 圈或襯墊638位于其內，用于降低摩擦。即，襯墊638具有抵靠拱部618的底面640的頂面 638a,以及抵接底殼612在上凹槽部分636中的頂面636a的底面63汕。襯墊638可為聚合 體，例如聚氨酯。
進一步參照圖35，幻象示出如帶333的替換可釋放連接，帶333在植入物300的插 入端與上部件314和下部件312相連。帶333在初始插入期間將部件312、314保持處于插 入構造，從而提供楔角ω，如上所述。當由于抵靠脊椎物質(例如，纖維環(huán)或椎骨)插入而 使作用在部件312、314上的力增加時，帶333上的張力增加直到帶333破裂或從部件312、 314中的一個斷開，從而允許部件312、314變位到可手術構造。而且，帶333可為生物吸收 材料，使得一段時間后帶333被吸收。
繼續(xù)參照圖35并參照圖41和圖46，示出了如化學結合物339的另一可釋放連接。 化學結合物339可放置在上殼體部件314的平坦表面352上，底部件312的凹槽344兩側 上的平坦表面3Μ上，或這兩者上。如所述的，在初始插入期間，化學結合物339的可釋放 連接保持部件312、314處于適當位置直到結合物339破裂，從而允許部件312、314變位到 可手術構造?；瘜W結合物339同樣為可生物吸收的或生物相容的。
圖56表示處于插入構造的植入物650的另一實施例，該植入物具有形成關節(jié)連接 支承部件30的底殼660和頂殼662。類似于植入物300，植入物650具有樞轉方向P。配 合結構被設置成使得植入物具有插入構造。該配合結構包括在頂殼662的引導端672上的 鉤670，以及在底殼660的引導端676上的插腳674。在該實施例中，在插入期間作用在殼 體660、662上的力致使鉤670從插腳674釋放，從而允許殼體660、662沿樞轉方向P樞轉， 并允許其重新定位到可手術位置。
參照圖57至圖60，示出了植入物700，其具有形成干涉配合的對接接頭的底殼712 和頂殼714。底殼712具有引導端71 以及位于引導端71 附近的凹槽720。凹槽720 向下傾斜，從而其深度朝引導端71 增加，并且在該凹槽內形成傾斜面722。在凹槽720的 外周邊7 處在底殼712的頂面726附近形成唇728。頂殼714包括朝引導端71 向上呈 錐形的表面740。舌742從表面740延伸，唇744圍繞舌742的外周邊746。頂殼714的舌742接收在凹槽720內，使得底殼712的唇7 面對頂殼714的唇744。面對的唇744、7觀 形成干涉配合，從而將植入物700保持處于插入構造。當植入物700受到足夠的插入力時， 唇744、7觀彼此釋放，使得殼體沿樞轉方向P樞轉，并可將自身重新定向成可手術構造。
在本發(fā)明的實施例中提供了多種植入物，可在手術過程中從中選擇。這些植入物 的尺寸可根據髓核空間的尺寸變化。此外，植入物將要位于其間的椎骨端板可以不是基本 彼此平行。因此，一旦植入并轉動，植入物300就可形成可手術構造中的類似構造從而為相 鄰椎骨的天然曲率而設置。這樣可手術構造為植入物的頂面32 和底面320a提供與相鄰 椎骨的端板的角度對應的可手術角θ。如從圖69至圖71中可見的，可手術角θ是在可手 術構造的頂面32 和底面320a之間沿前后方向測量而測得的角度。
在圖69和圖70中，植入物單元300的植入部件312、314具有相應廣義平面300a、 300b，如前所述由植入部件312、314的縱向和橫向軸線限定。如可見的，平面300a、300b在 可手術結構中基本平行。當平面300a、300b基本平行時，可手術角θ由頂面32 和底面 320a形成。將提供幾種不同尺寸的人工脊椎盤單元300，其根據植入部件312和314的尺 寸以及它們之間的可手術角θ發(fā)生變化。例如，可為植入物300設置0度、6度或12度的 可手術角θ。
為選擇合適的尺寸和合適的可手術角θ，檢測植入部位。為此，可設置試驗定距器 800，如圖61和圖62所示。試驗定距器800利用一系列試驗定距件，在圖63和圖64中表 示出代表性的試驗定距件850。如所示，試驗定距件850具有0度可手術角θ，不過優(yōu)選設 置例如0度、6度或12度的可手術角θ，使得該試驗定距件可與合適植入物300匹配。
試驗定距器800包括細長手柄810，具有在其一側上的支架812。支架812優(yōu)選包 括兩個臂814，各臂包括沿手柄810的長度方向對齊的孔816。螺母818在兩個臂814之 間，通過低摩擦襯墊(未示出)與臂814分開。螺母818包括與臂814的孔816對齊的中 央內螺紋孔820。螺釘8Μ位于孔816、820內并包括與螺母孔820的螺紋配合的螺紋。螺 母818定位在兩個臂814之間，從而基本固定，不過可在它們之間自由轉動。當螺母818相 對轉動時，位于螺母孔820內的螺釘擬4相對于臂814并相對于手柄810軸向移位。
為允許這樣，螺釘擬4具有不可轉動地連接到滑動臂828上的遠端。因此，螺母 818可相對于螺釘擬4順時針轉動以推進螺釘824，并且螺母818可反向轉動以使螺釘擬4 縮回。當滑動臂擬8連接到螺釘擬4上時，它和螺釘擬4 一起被推進或縮回。滑動臂擬8 與固定到手柄810上的導軌臂830對齊并抵靠該導軌臂。這樣，可使螺釘擬4相對于導軌 臂830推進或縮回以使導軌臂830沿相同方向推進或縮回。
試驗定距件850固定到試驗定距器800的遠端800a上。更具體地，試驗定距件 850包括試驗定距主體852、儀器端口 854以及固定銷856。儀器端口邪4是被頂壁和底壁 860以及后壁862側面包圍的凹槽。銷856穿過頂壁和底壁860中的每一個并穿過儀器端 口邪4凹槽。儀器端口邪4接收試驗定距器800的遠端800a，使得試驗定距件850基本固 定在該遠端上。
滑動臂828和導軌臂830各自具有相應遠端828a、830a。導軌臂遠端830a包括倒 鉤或鉤840。當滑動臂828縮回足夠距離時，露出鉤840使銷856可位于其內。可接著推進 滑動臂828到其遠端828經過鉤840并超過該鉤。這樣，位于鉤內的銷856被俘獲在該鉤 內并基本防止了從該鉤840脫出。而且，可推進滑動臂828，使得遠端828a的端面828b抵25內的內壁861。在這一位置，基本防止了配合面82 和內壁861相對于彼 此運動，從而使試驗定距件850在特定方位基本鎖合在試驗定距器800上。當使滑動臂828 從鎖合位置縮回預定量時，可在需要時轉動試驗定距件850，從而插入髓核空間內。當滑動 臂828進一步縮回時，可使銷856從鉤840釋放，從而可將試驗定距器800移除。
試驗定距件850大致做成使得容易通過切口插入以確定髓核空間的尺寸。試驗定 距件850可具有引導端870，它是平坦的或者為了易于插入而是錐形的。試驗定距件850還 可形成為使得可確定所需的可手術角θ?？蓪υ囼灦ň嗉?50的邊緣進行倒角或使其變平 滑，以促進插入和操縱?？蓪⒍鄠€不同尺寸大小的試驗定距件850順序連接到試驗定距器 800的遠端800a上并插入切口內，以為了要用在手術中的植入物確定合適的大小和可手術 角Θ?？商鎿Q地，引導端870可不成錐形。
試驗定距器800的手柄810可包括允許在試驗定距器800的插入中使用附加工 具的結構。更具體地說，如圖65和圖66所示，替換試驗定距器900可包括驅動或敲擊機 構910，用于直接通過儀器900的中央縱向軸線提供受控撞擊，從而和試驗定距件850進行 傳遞。在本實施例中，敲擊機構為質量塊910形式，位于儀器900的近端900a處，被柱狀滑 動件922形式的質量塊支撐物滑動地接收并支撐，滑動件922在第一端92 與手柄920相 連。因此，可遠離手柄920定位質量塊910，然后沿滑動件922朝手柄920引導它以撞擊手 柄920。質量塊910的動量傳遞到手柄920，從而引導試驗定距件850進入并穿過纖維環(huán)進 入髓核空間。可通過醫(yī)生或通過其自身重量使質量塊910朝手柄920加速。樁915位于滑 動件922的第二端922b上以限制質量塊910可遠離手柄920定位的程度，并將質量塊910 保持在儀器900上。這樣，敲擊機構910的操作使得將比手動力更大的受控力傳遞到試驗 定距件850，并用于阻礙試驗定距件850被醫(yī)生推動得太猛烈或太快的可能性。
試驗定距器900還包括替換的前進機構。試驗定距器900具有滑動臂擬8和導軌 臂930，與對試驗定距器800的以上描述類似。滑動臂擬8和導軌臂930通過突起932滑動 地相互固定，該突起932從滑動臂擬8延伸并被導軌臂930中的槽縫934接收。允許突起 932在槽縫934內往復運動，同時還引導滑動臂擬8和導軌臂930線性移動?；瑒颖蹟M8還 包括托架940，其從滑動臂928的側面942延伸，并且支架臂944纏繞形成在導軌臂930上 的導軌引導件949的側面946和底部948而基本形成C形。此外，俘獲托架950位于滑動 臂928的更遠部分，俘獲托架950也從滑動臂928的側面952延伸，并通過俘獲臂％4纏繞 導軌臂930的側面930a和底部930b而基本形成C形。托架940還用于連接導軌臂930和 滑動臂928，并使它們滑動固定?；瑒颖蹟M8和導軌臂930相對彼此線性移動，從而使滑動 臂擬8可縮回到使試驗定距件850可被鉤840接收的位置，并可延伸到將試驗定距件850 俘獲在鉤840內，如以上所述。
在示出的實施例中，為試驗定距器900設有可選擇的離散位置。更具體的說，滑動 臂擬8可相對于導軌臂930滑動到預定離散位置或這些位置之間。導軌臂930包括大致面 向滑動臂9 開口的端口 960。端口 960包括被彈簧偏置的部件，即在示出的實施例中為柱 962，不過它可以是球或其它結構。柱962被抵靠著導軌臂930上的表面964偏置擠壓，而 表面964包括齒狀凹槽966。因此，當導軌臂930和滑動臂擬8相對定位，從而將柱962擠 壓進凹槽966內時，為迫使滑動臂擬8相對于導軌臂930運動必須克服將柱962保持在凹 槽966內的偏置。26
更具體的說，凹槽966包括第一凹槽966a，滑動臂擬8可縮回到使柱962位于第一 凹槽966a內的位置，于是滑動臂擬8離開鉤840。而且，在該縮回后的位置，托架臂944與 導軌引導件949的近端949a內的空間970對齊，使得可例如為了進行清潔而將滑動臂928 從導軌臂930移除。
可設置第二凹槽966b，當滑動臂擬8相對于導軌臂930延伸較短距離時，可使柱 962位于該第二凹槽內。在該位置，滑動臂擬8和導軌臂930基本相互固定，并且滑動臂擬8 離開鉤840，使得試驗定距件850可從試驗定距器900移除或連接到其上。
當伸展滑動臂擬8時設置第三凹槽966c，使得柱962從第二凹槽966b運動到該第 三凹槽966c。在該位置，允許連接到試驗定距器900上的試驗定距件840轉動0 45°。
最后，可設置第四凹槽966d。滑動臂9 可完全伸展，使得試驗定距件940固定到 其內，并大致鎖合在特定方位。這樣，柱962位于凹槽966d內。
在圖67和圖68中示出了代表性的手術技術。具體地，該技術包括切除圍繞受損脊 椎盤的組織，從而露出纖維環(huán)。初步確定待植入的人工脊椎盤裝置的尺寸，或者可替換地， 選定最小的切口尺寸。通向脊椎盤內部切開纖維環(huán)到足以到達髓核的深度。接著移除至少 一部分髓核物質從而為接收人工脊椎盤裝置提供纖維環(huán)內的空腔。然后選擇試驗定距件并 將其固定到試驗定距器上，接著將該試驗定距器引導進切口內。如果空腔允許所述試驗定 距件進入，則對該試驗定距件的配合進行檢查以確定該試驗定距件是否準確測量了空腔的 尺寸和形狀，包括可手術角θ。如果根據可用的試驗空間和相應的植入物，該試驗定距件不 是最佳的，則選擇另外的試驗定距件插入所述空腔內直到確定出合適的試驗定距件。一旦 確定了合適的試驗定距件，就基于該試驗定距件選擇植入物。即，根據確定為合適的試驗定 距件選擇人工脊椎盤裝置的尺寸和可手術角θ。
然后將人工脊椎盤裝置構造成其插入構造，并將其連接到插入工具或工具上?？?首先構造人工脊椎盤裝置然后將其連接到插入工具上，反之亦然。
為將植入物構造成插入構造，連接該植入物的配合結構，使得植入物的引導端相 對較小，并且該植入物形成一楔角。例如，可將具有翼狀燕尾的第一部件定位成靠近具有凹 槽的第二部件，該凹槽具有與燕尾結構配合的結構。接著對這些部件施加手動壓力以將燕 尾擠進凹槽內?？商鎿Q地，可使燕尾滑進凹槽的開口端內以連接該凹槽和該燕尾。如上所 述，可利用其它連接和配合結構來連接植入物的這些部件。
插入工具可連接到植入物的第一和第二部件上。該插入工具可包括在第一夾持部 件上的突起，其中該突起可樞轉地接收在形成于第一植入物部件中的凹槽內。為將該突起 插入凹槽內，使上述夾柄形式的第二夾持部件縮回，從而將該突起插入凹槽內。然后釋放夾 柄，由于具有向前的彈簧偏置，夾柄向前移位而與第一植入物部件接觸。接著使第一植入物 部件與夾柄對齊，使得該第一植入物部件上的弓形表面以配合關系接收夾柄的弓形末端。 然后使固定套筒向后移位并使其轉動，從而抵靠著第一植入物部件上的弓形表面鎖合所述 夾柄。接著使插入工具的叉夾頭伸展。該叉夾頭接收位于第二植入物部件上的柱并固定在 該柱上。該柱和/或對置的叉夾頭撓曲以允許該柱俘獲在該叉夾頭內。
一旦將第一和第二植入物部件固定到插入工具上，植入物就為植入做好了準備。 檢測纖維環(huán)的切口尺寸以確保其對于選定的植入物來說足夠大。如果不是，就擴大切口。如 果是就使植入物的較小引導端與纖維環(huán)的切口對齊。接著，施加力從而將植入物引導進切口內并穿過該切口而進入髓核空腔內。
當正插入植入物時，第一和第二部件的外表面接觸纖維環(huán)和椎骨端板。隨著力的 增加，該接觸致使提供第一植入部件和第二植入部件之間的連接的配合結構釋放。這在可 在插入過程中的任何時候發(fā)生。這樣，植入物部件從插入構造變位到可手術構造，在該可手 術構造中所述部件在髓核空腔內相對于彼此自由樞轉和轉動。
變位到可手術構造后或與此同時，使植入物轉動。更具體地說，不鎖合固定套筒， 使得夾柄可縮回。然后使夾柄末端從弓形表面成凸輪形，其中其與定位在初始弓形表面附 近的側弓形表面初始對齊。這樣，將植入物可移動地固定到插入工具上，使得可轉動植入物 以在正確方位對齊。此外，插入工具可繼續(xù)插入并操縱植入物。于是將植入物調整到在髓 核空腔內的理想位置或方位。如上所述，可在植入物部件上利用不透射線標志，以便于醫(yī)生 使用射線照相設備檢測和定位植入物。
一旦植入物處于理想位置和方位，就可將插入工具移除。更具體地說，使叉夾頭縮 回，從而例如通過與基夾頭上的相對靜止結構接觸而從叉臂擠壓所述柱。于是夾柄縮回，使 得夾柄末端從第一植入物部件縮回，并使得夾柄本身離開第一植入物部件。然后使基夾頭 上的突起從第一植入物部件的凹槽中移除。這時，可將插入工具從纖維環(huán)移除并大致從手 術部位移除。
目前所述的腰部區(qū)域中的天然脊椎盤具有普通運動范圍。屈曲/伸展的平均運動 范圍為12至17度，側向彎曲的平均值為6至16度，而軸向轉動的平均值為2至3度。在 當前的實施例中，屈曲/伸展范圍為15至20度，側向彎曲在7. 5-8的數量級內，而對軸向 轉動沒有限制。
盡管對包括實現(xiàn)本發(fā)明的當前優(yōu)選模式的具體示例進行了描述，本領域的技術人 員將認識到上述系統(tǒng)和技術存在許多改變和置換，它們都落在所附權利要求所列的本發(fā)明 的精神和范圍內。28
權利要求
1.一種關節(jié)連接脊椎植入物，該植入物包括多個關節(jié)連接載荷支承部件，這些部件包 括聚醚醚酮，這些關節(jié)連接部件具有構造成相互接合且相互抵靠地運動的相對的聚醚醚酮 表面。
2.根據權利要求1所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述接合表面構造成允 許它們之間進行相對轉動運動。
3.根據權利要求1所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述接合表面構造成允 許它們之間進行相對滑動運動。
4.根據權利要求3所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，其中一個部件具有凹聚 醚醚酮支承表面，另一個部件具有與該凹表面接合的凸聚醚醚酮支承表面。
5.根據權利要求1所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述部件包括聚醚醚酮 外支承表面，所述外支承表面構造成與骨材料接合并相對于與之接合的該骨材料運動。
6.根據權利要求4所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述凹表面和所述凸表 面構造成允許所述部件相對于彼此進行多軸線運動。
7.根據權利要求1所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述部件配合形成用于 置換脊椎盤的髓核的髓核裝置，并且尺寸定成裝配在該脊椎盤的天然纖維環(huán)內并被其保 持。
8.根據權利要求5所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述部件配合形成用于 置換脊椎盤的髓核的髓核裝置，并且尺寸定成裝配在該脊椎盤的天然纖維環(huán)內并被其保持。
9.根據權利要求6所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述部件配合形成用于 置換脊椎盤的髓核的髓核裝置，并且尺寸定成裝配在該脊椎盤的天然纖維環(huán)內并被其保持。
10.根據權利要求1所述的關節(jié)連接脊椎植入物，其特征在于，所述關節(jié)連接載荷支承 部件完全由聚醚醚酮構成。
全文摘要
本發(fā)明公開了一種關節(jié)連接脊椎植入物，該植入物包括多個關節(jié)連接載荷支承部件，這些部件包括聚醚醚酮，這些關節(jié)連接部件具有構造成相互接合且相互抵靠地運動的相對的聚醚醚酮表面。
文檔編號A61FGK102038563SQ201010573290
公開日2011年5月4日 申請日期2004年10月22日 優(yōu)先權日2003年10月22日
發(fā)明者布賴恩·P·亞諾夫斯基, 托馬斯·S·基爾佩萊, 杰弗里·L·特呂迪, 格雷戈里·貝雷沃茨, 袁漢森, 馬修·N·松格, 鮑其濱 申請人:先鋒外科技術公司