具有活動連接部件的關節成形裝置的製作方法

2023-05-14 23:55:16 5

專利名稱：：具有活動連接部件的關節成形裝置的製作方法
技術領域：
：本發明涉及用於地涉及多部件式植入；旌J乂u
背景技術：
：人體中存在幾種類型的關節。這些關節可分為承重和非承重關節。髖關節、膝關節、踝關節和脊柱中的椎間盤被認為是承重關節，而手指和腳趾則被認為是非承重關節。髖關節、膝關節和踝關節還被歸為滑膜關節，而椎間盤則為軟骨關節。這些關節特別是承重關節可能會由於疾病、年齡、外傷、重複承載和/或基因而經受退化性變化。對於滑膜關節，這些退化性變化以關節炎的形式出現，導致關節軟骨損傷。骨關節炎主要損傷關節軟骨，但是通常也有一些炎症。類風溼性關節炎主要是炎症性的，並且可最終損壞關節軟骨和相鄰的骨骼。骨折和其他形式的外傷也可導致退化性變化。骨壞死為其中股骨頭或股骨髁的骨骼壞死的情形。壞死的骨骼不能承受行走的應力，結果股骨頭或置換損傷或退化的承重關節的人工植入物，更具體物，該植入物允許這多個部件轉動和/或滑動活動連股骨髁塌陷，形狀變得不規則，從而引起髖關節或膝關節疼痛。位於椎體之間的脊柱椎間盤也經受退化性變化。椎盤包括稱為盤環的堅韌外環和稱為髓核的膠凍狀填充物。椎間盤退化可能發生在較年輕時，其被認為是下背痛的主要原因。椎間盤退化通常開始於結構變化，其中髓核喪失其持水性，並且椎間盤因此減小高度。這通常表現為髓核的乾燥。該現象發生之後，更多的壓縮載荷轉移到纖維環，使得該結構更易於脫層和損傷。這又可導致盤環中出現裂縫，具有髓核材料相應疝出的可能。這導致椎間盤高度的減小，神經根和/或脊椎管上的侵蝕以及其他周圍組織的退化。關節經受這些變化的個體可能出現明顯的不適、疼痛甚至殘疾。最初，這些關節出現退化性變化的患者的唯一選擇是對受影響關節進行關節固定或融合。雖然這可有效地緩解疼痛從而使得生活質量提高，但是融合會顯著改變受影響關節的正常生物機械功能。治療選擇己經進步到包括稱為關節成形裝置的運動保持植入物。這些關節置換裝置通常包括具有某些類型中間部件或活動連接承載面的一對端板，以便於相鄰椎體之間的運動。已經提供了這樣的人工膝關節，其包括在遠端具有一對金屬髁的股骨部件和脛骨基板，所述脛骨基板包括安裝到該基板的塑料活動連接部件。髁部與脛骨活動連接部件進行活動連接，以提供關節運動。已知的人工髖關節通常包括插入近股骨中的杆部、安裝至杆部的大致球形的頭部以及容納塑性磨損內襯的髖臼杯。這形成模仿天然髖關節的球窩型連接。同樣在脊柱中，融合已經成為用於椎間盤退化的主要手術治療。但是已經證明脊柱融合會造成必須補償融合節段處的運動損失的其他脊椎節段處的退化增加，通常使患者重新陷入更疼痛和更受限的運動。進一步進展包括運動保留椎間盤置換裝置的發展。這樣的裝置通常包括一對生物相容金屬板，其具有用於接合下上椎面的外表面和用於支持多軸運動的相對的內活動連接表面。所述板的內表面可由硬聚合物活動連接芯形成內襯，或所述板可容納彈性芯。其他已知裝置包括具有內部金屬對金屬活動連接表面的一對金屬板。無論是對於髖關節、膝關節、踝關節或脊柱來說，關節成形裝置的主要挑戰在於選擇用於其各部件的適當材料。生物相容性(材料暴露於身體或體液的適應性)和生物耐久性(材料在移植到活組織中之後保持其物理和化學完整性的能力)對於永久醫療植入物來說是至關重要的。所選的材料應避免細胞毒性、全身毒性、刺激、宏觀或過敏反應、肌肉退化或其他不利反應。生物相容性和生物耐久性要求顯著限制了承重裝置可用材料的選擇。植入物部件還必須具有足夠的強度和良好的疲勞性能，以避免在生理負載和生理運動下長時間使用後機械失效。植入物部件的例如屈服強度、斷裂強度、撓曲強度、抗剪強度和壓縮強度等性能可顯著影響承重關節成形術中移植的成功。剛硬材料(例如陶瓷或金屬)具有適宜的強度特性。但是，這樣的材料具有比皮質骨高得多的撓曲模量。這可造成已知為"應力遮擋"的現象，所述現象可造成骨質丟失和疏鬆並且甚至植入物斷裂。具有類似於皮質骨的撓曲模量的一些聚合材料被認為最小化了應力遮擋和相關的不利影響。但是，很多聚合物不具有足以用於承重關節中的屈服強度。一種提議試圖通過提供這樣一種椎間植入物來解決這些考慮因素，所述椎間植入物具有由較軟的聚合材料形成的與椎骨面接合的外部板和用於內部活動連接部件的硬陶瓷或金屬材料。但是，這樣的設計製造起來更複雜，並且進一步提高了對以下需求的挑戰，艮P:抑制在多部件植入物的單個部件中結合的兩種不相似材料之間的輕微運動，以最小化那些界面處的磨損和最終分離。其他植入物中也存在應力遮擋問題，例如膝關節和髖關節置換物。在人工髖關節中，例如，應力遮擋可發生在金屬髖臼杯直接固定到骨骼之處，以及股骨杆保持在近股骨中之處。在膝關節植入物中，應力遮擋可在金屬股骨髁部與股骨遠端接觸之處造成骨質退化。如在上面描述的裝置中所例示的，已知的髖關節、膝關節和踝關節成形裝置和大多數椎間盤成形裝置在其設計中包含活動連接。所述活動連接可以是相配的(conforming)(例如髖關節的球窩裝置)，或不相配的(non-conforming),允許例如已知的膝關節成形裝置中的滑動運動。在相配和不相配設計中，彼此面對的活動連接表面之間的運動產生磨損顆粒。發生在髖關節假體中的主要磨損位於股骨頭和髖臼杯之間。在膝關節假體中，磨損主要發生在遠股骨髁部和脛骨託的活動連接表面之間。不論從裝置壽命方面還是從生物學方面，磨損顆粒的產生都很重要。在一些情況中，生物學響應將決定裝置的壽命。這是因為量和大小足夠的磨損顆粒的產生可導致不利的細胞響應，表現為最終導致破骨細胞和成骨細部活性不平衡的巨噬細胞激活、巨大細胞形成和一系列細胞因子釋放。這可導致修復關節周圍組織的發炎、植入物的骨質溶解和斷裂。這樣的裝置的磨損性能與機械設計和活動連接部件的相關材料性能有關。例如，所允許的運動程度和類型、活動連接表面的外形、接觸幾何關係、速度、載荷、結合部件之間的微觀運動，表面粗糙度和潤滑及其他因素可顯著影響磨損碎屑的量和性質。材料選擇和裝置設計必須導致在期望的生理負載和生理運動條件下所述裝置的可接受的磨損性能。早期評估這些裝置的磨損性能的嘗試通常涉及例如銷盤式(pin-on-disc)或銷板式(pin-on-plate)結構的小型測試設備。銷盤式磨損仿真器包括安裝到轉臺並且通過轉臺在恆定速度下在環境腔中驅動的盤。所述盤由代表第一承載面的金屬、陶瓷或聚合物製成。由承載對的第二材料形成的測試銷面對轉臺由靜止的重物或液壓系統加載。銷的質量損失可確定為滑動距離和計算出的磨損因子的函數。由於其沒有描述關節的實際動力學，因此在評估用於整形外科承重用途的材料時，這類仿真器很可能低估了可能發生的磨損量。往復運動的銷板式測試機可能會更好地近似滑膜關節的振動滑動運動。這樣的裝置中的銷類似於銷盤式測試中的那些銷。但是，在對著往復擺動的板靜加載時，銷旋轉。銷的質量損失可確定為滑動距離和計算出的磨損因子的函數。這類仿真器被認為能用於提供在承重關節應用中生物材料磨損性能的更準確的評估。使用髖關節、膝關節和脊柱仿真器，甚至可獲得更逼真的臨床磨損性能預測。髖關節和膝關節仿真器能夠施加臨床環境中所經受的必要動載荷和複雜運動。這些裝置可產生類似於體內感受的磨損率和磨損顆粒形態的多方向運動曲線。目前已經公開了本領域技術人員公知的用於正確評估用於整形外科承重環境下的材料組合的幾種監管標準和指導。仿真測試包括在仿真器上安裝髖關節假體的股骨頭和髖臼杯，或膝關節假體的股骨髁部和脛骨託，並在被認為與其將暴露的體內滑液環境相似的蛋白溶液中浸浴所述假體。仿真器產生典型步態曲線的載荷和運動。測試時間通常為5到IO兆步態模擬循環或直到觀察到穩態磨損。一兆循環的測試被認為代表普通人一年中進行的行走量。測試以預定間隔停止，並測量活動連接部件的質量損失。然後以已知方式從質量損失確定磨損率。試圖模擬椎間盤的載荷和運動範圍的仿真器在本
技術領域：
也是公知的。但是，椎間盤是比髖關節和膝關節更複雜的關節，並且目前沒有建立用於評估這樣的裝置中的磨損的協議。椎間盤具有在前後方向和側方向包括旋轉運動以及圍繞垂直軸的旋轉的複雜多方向運動曲線。但是椎間盤多方向運動曲線的前後旋轉運動分量為主要運動分量。髖關節具有其必須能夠承受的類似運動曲線。膝關節通過在前後平面中樞轉或旋轉運動基本上承受單向運動。然而，鑑於用於髖關節和膝關節的全關節仿真測試已經發展到具有由監管機構公布的幾種評估人工髖關節和膝關節所用的材料組合的標準，因此如上所述通常意識到，椎間盤是比髖關節和膝關節更複雜的關節，其載荷和運動曲線沒有得到很好的認識。除了磨損性能，製造材料也影響全關節成形裝置的其他重要方面。例如，金屬表面傾向於產生散射，這妨礙了使用傳統成像技術(例如X-射線、MRI和計算機層析成像)來全面檢查組織和骨生長。可透過射線的材料(例如聚合材料)通常不影響利用這些技術進行周圍骨和組織的成像。材料選擇也可影響所需要的消毒技術，因為已知一些生物聚合物在使用例如蒸汽消毒等傳統技術消毒時氧化。這會不利地影響材料的強度和/或磨損性能。現有技術中已經報導了在承重關節置換裝置中嘗試貼著金屬承載對使用聚合物。相對較硬的金屬部件可給這樣的裝置提供強度和耐久性，而相對較軟的聚合物提供低摩擦界面。聚合材料也先於金屬磨損，以最小化可能的有害金屬離子的產生。但是，已經發現調查的很多生物聚合物的屈服強度、耐磨性和/或生物相容性和生物耐久性不足以成功地用於承重關節應用。並且金屬結構部件的需要產生其他缺陷，例如妨礙成像和前面提到的應力遮擋現象。然而，這樣的裝置中在金屬承載界面上使用聚合物取得了一些成功，如下面詳細描述。早期的髖關節置換植入物使用聚四氟乙烯(PTFE)作為貼著金屬的承載材料。這樣的裝置通常包括與由PTFE製成的髖臼杯活動連接的不鏽鋼股骨頭。PTFE在承載界面提供低摩擦係數，但是其低屈服強度和缺乏耐久性據稱導致臨床使用中過度磨損和假體周圍組織的嚴重發炎。玻璃填充PTFE和雲母填充PTFE的使用在銷板式磨損測試器上評估時顯示出提高的磨損率。但是，據報導，這沒有轉變為在臨床上降低磨損率，並且導致與未填充PTFE類似的嚴重磨損。在全關節置換中貼著金屬使用超高分子量聚乙烯(UHMWPE)具有追溯數十年的臨床歷史。在銷板式磨損測試仿真器上進行評估時，UHMWPE由於具有優於PTFE的更大的生物相容性和提高的耐磨性而作為不鏽鋼的配合面(cmmterface)提出。UHMWPE還具有優於大多數其他聚合物的超高機械韌性和耐磨性。金屬髖關節上的UHMWPE取得了臨床成功，在一些情況中具有超過25年的高存活率。但是，UHMWPE具有一些缺點和局限也是公知的。這包括由於達不到最佳潤滑，需要小直徑的頭部尺寸來減小摩擦扭矩；由於離子化消毒而造成UHMWPE氧化；由例如骨顆粒的第三方顆粒造成的磨損。UHMWPE的明顯缺點是引起不利細胞響應的磨損碎屑堆積，導致骨周圍發炎和骨質溶解。文獻建議80mmV年的磨損率閾值，高於該閾值，由骨質溶解產生的顆粒可導致損壞。UHMWPE髖關節植入物的臨床磨損率可能超過該值。已經建議，通過限制股骨頭的直徑可將UHMWPE磨損體積控制在為骨溶解指定的閾值以下。但是，較小的頭部會減小關節的活動範圍，並且增加股骨杆的頸部撞擊在杯上造成股骨頭脫臼的風險。將UHWMPE用在金屬承載界面上的裝置的另一個可能的缺陷是UHMWPE可能氧化。這已經顯示出作為由於在富氧環境中使用Y輻射或電子束輻射來消毒，以及聚合物在空氣中或暴露於體內環境中的隨後存放的結果而出現。UHMWPE的氧化使得聚合物變得更脆，降低材料抗斷裂疲勞強度，並且使其具有較差的生物相容性。UHMWPE氧化還被認為降低材料的耐磨性。為了避免這些問題，UHWMPE植入物的消毒必須在惰性環境，例如氮氣中進行。金屬關節植入物上的UHWMPE的性能還可由第三方磨蝕顆粒不利地影響。例如，聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)等骨水泥通常用於將髖關節假體的金屬股骨杆固定到股骨髁部中或將脛骨託的金屬背襯固定到脛骨髁部中。PMMA顆粒可能卡在頭部和UHWMPE髖臼杯之間。這樣的第三方磨損顆粒也可能包括骨或金屬顆粒。這會由於顆粒在UHMWPE表面上的磨蝕效應的結果和/或由於金屬頭承載面的表面粗糙化而導致這樣的承載對中UHMWPE加速磨損。已經嘗試通過使用碳纖維強化UHMPWE來提高金屬承載對上的UHMWPE的耐磨性。據建議，碳纖維會提高UHMWPE的模量和極限抗拉強度，並且降低其蠕變特性，從而導致提高的耐磨性能。但是，由於一些研究報導比傳統的UHMWPE磨損低，一些顯示出高磨損率，因此報導的仿真測試缺乏確定性。金屬膝關節植入物上的碳纖維增強UHMWPE沒有獲得臨床成功。該承載對的臨床失敗被認為是由於碳纖維機械地而不是化學地結合到UHMWPE;UHMWPE的抗蠕變性差，促使碳纖維從基體分離；碳纖維有刮擦金屬配合面的傾向；膝關節的應力負載高。金屬承重關節植入物上的UHMWPE的另一個缺陷是由於UHMWPE上的橫向剪切作用造成的磨損隨時間增大的可能。傳統的UHMWPE在單向和多向運動下經受分子重組過程。通常，UHMWPE的層狀結構是隨機布置的。在單向運動下，施加到磨損表面中的聚合物鏈的剪切和拉伸應力矢量使聚合物鏈沿應力矢量方向取向。這導致聚合物的應變硬化，並且當該運動繼續時，沿移動方向的耐磨性提高。但是，聚合物沿一個方向的應變硬化導致聚合物沿垂直方向的弱化。因而由沿多個方向的拉伸和剪切應力構成的多方向運動導致沿主要屈曲/拉伸方向的應變硬化和隨後聚合物沿離軸方向的軟化。UHMWPE的應變硬化被認為加大了經受承重關節的複雜多向運動的植入物的長期磨損，對於運動保留椎間植入物來說更是如此。應變硬化由於使得更難以通過關節仿真器測試預測裝置的臨床性能而產生了進一步的挑戰。通過由UHMWPE構成的聚合物鏈的交聯已經實現了對金屬的磨損率的顯著降低。使用各種劑量的Y或電子束輻射，並且通過不同類型的再熔化或退化熱處理來減少或消除殘餘自由基。也可通過過氧化物或矽烷化學法進行交聯。這些技術需要其他處理步驟，增加成本，並且使材料性能的控制更加困難。UHMWPE的交聯可導致不期望的材料變化，例如降低拉伸和極限強度，還導致斷裂伸長率降低。熱處理的增加可使得聚合物更易於氧化，並且降低其疲勞強度，這可不利地影響臨床性能。儘管具有上述缺陷，在金屬活動連接對上使用UHMWPE的承重全關節成形裝置，其來自髖關節和膝關節應用中，己經取得了一定的臨床成功，並且在本
技術領域：
中廣泛接受。椎間盤成形裝置的發展被認為很大程度受益於建立的臨床病史和從髖關節和膝關節成形行業的技術發展中得到的教訓。雖然骨質溶解仍然是使用UHMWPE的主要考慮因素，但是由於其是由廣範的臨床病史支持的經證實的材料組合，因此已經用於幾種可獲得的全椎間盤置換植入物中。這些裝置通常包括己經中度交聯的與鈷鉻(CoCr)端板活動連接的UHMWPE芯。由於已公布的一些磨損率類似於髖關節成形裝置所見的，因此UHWMPE的耐磨性及其整體耐久性仍然是考慮因素。由於椎間盤成形裝置適用於非常年輕的人群，因此高磨損率是受關注的目標，並且目的是使這樣的裝置在患者的壽命期間持續。然而，這些裝置己經臨床使用，與至今報導的UHMWPE材料相關的併發症的報導相對較少。但是，其仍然存在如上所討論的與金屬部件相關的應力遮擋和妨礙成像的可能缺陷。還研究了承重關節置換物中金屬承載對上的其他聚合物。因而，例如，一種已知的髖關節置換裝置使用與不鏽鋼股骨頭的聚縮醛活動連接。該裝置還在股骨杆頸部和金屬球之間結合有聚縮醛套管。由於聚縮醛部件的過度磨損，該假體存在高損壞率。骨質溶解也比UHMWPE髖關節置換物中觀察到的更普遍。收回的聚縮醛髖臼杯中的摩擦顯示出明顯大於收回的聚乙烯髖臼杯中的摩擦。聚縮醛的這些摩擦特性可能由於材料在體內的老化而改變，使材料的長期性能不確定。PEEK或聚醚醚酮為用於一些醫療植入應用中的工程熱塑性塑料。其可從至少一個製造商，即英國Lancashire郡的Invibio公司以無雜質形式或含有例如碳纖維、硫酸鋇和玻璃纖維等添加劑的其他形態獲得。碳纖維增強聚醚醚酮(CFR-PEEK)和玻璃纖維增強PEEK包括短的碳纖維或玻璃纖維，這提高了聚合物的強度，用於更高應力要求的應用。所述材料還可以以複合材料獲得，所述複合材料由與連續的碳纖維結合的作為基體聚合物的PEEK構成，用於需要更大強度和剛度的應用。用在本文中時，術語"PEEK"材料或"PEEK型材料"旨在包括所有的聚醚醚酮族材料，例如PEEK(聚醚醚酮)，PAEK(聚芳醚酮)，PEK(聚醚酮)，PEKK(聚醚酮酮)，PEKEKK(聚醚酮醚酮酮)，PEEKK(聚醚醚酮酮)，和PAEEK(聚芳醚醚酮)。應注意到，所選擇的材料也可被填充。例如，也可獲得和嘗試其他級別的PEEK，例如30°/。玻璃填充，或30%碳填充，假設這樣的材料獲得FDA(美國食品藥品管理局)或其他監管機構批准而用於可移植裝置中。相對於未填充的部分，玻璃填充PEEK的膨脹率降低，並且PEEK的撓曲模量提高。形成的產品已知對於提高強度、硬度或穩定性是理想的。碳填充PEEK已知用於提高PEEK的壓縮強度和硬度，並降低其膨脹率。碳填充PEEK提供耐磨性和承載能力。如將意識到的，可使用抗斷裂、具有良好記憶性、具有柔韌性和/或撓曲性、具有低吸溼性和良好的耐磨損和/或磨蝕性的其他合適的類似生物相容熱塑性縮聚材料或熱塑性縮聚材料而不偏離本發明的範圍。PEEK已經用於製造用於融合應用(例如脊柱融合器)和不涉及關節活動連接的接骨螺釘、銷和其他應用中的醫療植入物。與例如UHWMPE等其他聚合物類似，還提出將PEEK用作用於非承重關節(例如指關節)的自配合承載對中的活動連接表面的材料。18己經調査了作為UHMWPE的另選方案而將碳纖維強化PEEK用於與承重關節成形裝置中的金屬配合面的活動連接。使用髖關節仿真器對與CoCr活動連接的CFR-PEEK的磨損特性進行評價顯示出顯著低於傳統的UHMWPE對CoCr的磨損率。但是，己經建議該材料不適用於諸如膝關節中的高應力環境。即使不考慮在CFR-PEEK貼著金屬這樣的應用中的適應性，該承載對仍具有與金屬結構和活動連接部件的使用相關的上述缺陷。一些頸椎間盤置換物已知使用與鈦活動連接的聚氨酯。但是，考慮到頸椎區域中遇到的載荷基本上低於腰椎區域一個數量級，並且己經報導所述裝置表現出比傳統的CoCr對UHMWPE和金屬對金屬裝置更高的磨損率，因此該連接的耐磨性成問題。早期的使用金屬對金屬活動連接面的全關節成形裝置被認為是不成功的。後期嘗試利用了更耐磨損的CoCr取代不鏽鋼。但是，由於例如低製造公差、不適當的間隙、早期衝擊、差的材料選擇和由於高扭力導致失效率增加等而導致鬆動和加速磨損的原因，最初的成功率證明是不令人滿意的。股骨頸骨水泥的引入使得鬆動率下降，從而成功率提高。但是，由於其高的初期失效率和由金屬磨損碎屑造成的假體周圍組織偶發顏色變暗，這些裝置大部分由金屬對UHMWPE設計作為在全關節成形中使用的主要選擇的認可取代。即使這樣，據報導大量金屬對金屬髖關節假體成功工作超過二十年。平均體積磨損率據報導在小於通常在傳統UHMWPE支承中看到的約10到200倍，磨損過程幾乎很少或沒有生物響應。因此顯然，破壞第一代植入物臨床成功的問題主要來自次優化植入物設計，而不是承載對自身的固有耐磨性。如果有可能顯著提高磨損性能，則金屬對金屬髖關節成形裝置的進一步研究已經改進了製造技術及材料選擇而導致冶金技術、球化率、表面修整和餘隙的改進。所報導的髖關節仿真器測試和臨床所得數據意味著這些進展進一步降低了體積磨損，並且提高了臨床生存率。可能由於低磨損特性和長預期壽命，金屬對金屬椎間盤關節成形裝置也在本領域中受到追捧。雖然報導這些金屬對金屬支承與CoCr對UHMWPE相比具有降低的磨損率，但是產生的金屬顆粒比傳統的UHMWPE支承更小並且數量更多，並且與UHMWPE類似會存在於整個活性表面區域。這些可溶解的金屬顆粒導致鉻、鎳和鉬水平升高，並且可導致過敏和潛在中毒、致癌和誘變。因此，脊柱椎間盤成形術中的金屬對金屬支承除了例如相鄰骨骼的應力遮擋和影響周圍組織成像等缺陷之外，還繼續存在可能導致高健康風險的高離子暴露感覺的缺陷。其他降低磨損率並且潛在減輕骨質溶解問題的嘗試是在承重關節置換裝置中包括生物聚合物和陶瓷對。陶瓷材料與金屬相比較通常具有提高的硬度，表面修整可能更光滑，並且更不易受到刮擦。陶瓷還提供與金屬相比較更好的溼潤性，並且因此提供改善的潤滑。包括與UHMWPE髖臼杯活動連接的陶瓷股骨頭的人工髖關節仿真研究顯示出該承載對的磨損率非常低。但是，在報導的放射學研究中，沒有一致地臨床顯示出磨損率同樣降低。另一個嘗試是將CFR-PEEK配對為在髖關節假體中與陶瓷股骨頭關節聯接的髖臼杯。據報導，碳強化百分比的優化導致與CoCr、鋁或鋅配對時髖臼杯磨損率顯著低於傳統UHMWPE的髖臼杯磨損率。但是，已經建議CFR-PEEK應僅用於例如支撐金屬或陶瓷股骨球的髖關節髖臼杯的相配承載面，而在高應力不相配接觸情況下(例如膝關節中的脛骨部件)表現不是很好。其他研究者還報導了包括陶瓷對陶瓷活動連接界面的全關節成形裝置。如所述，陶瓷比金屬硬得多從而抗刮擦性提高，並且也可製造成表面修整更光滑。陶瓷還是親水的，從而允許活動連接面具有更好的潤溼性。改善的活動連接表面潤溼性和修整導致與金屬對金屬相比提供摩擦係數減小的流體薄膜。早期報導的在髖關節置換物中使用氧化鋁陶瓷對陶瓷支承的嘗試導致臨床結果差，磨損或斷裂高而導致高的損壞率。改進的製造和設計導致所報導的當代氧化鋁股骨頭的斷裂率低得多。其他裝置已經使用氧化鋯，其具有比氧化鋁高得多的斷裂強度和韌性。氧化鋯作為自配合承載對的適用性是本領域中相當有爭議的課題，一些研究者報導可能由於熱不穩定性而磨損嚴重，另一些則報導了非常低的磨損。最近的努力導致氧化鋁-氧化鋯複合陶瓷用於關節成形裝置的發展。這綜合了氧化鋯的高強度和氧化鋁的熱穩定性。陶瓷對陶瓷支承顯示出至今任何承載組合中最低的體內和體外磨損率。陶瓷支承不具有與金屬支承一樣的由於所產生的顆粒碎屑引起的生物上的擔憂，因為其被認為具有相對的生物惰性。但是陶瓷在拉伸或衝擊載荷中受到高機械應力時材料易於機械失效，這會限制其長期的可能承重全關節成形術。其他承重關節置換裝置提出了使用柔順承載面作為金屬結構部件的塗層。例如，一種已知的嘗試涉及使用柔順材料作為與髖臼自體軟骨活動連接的金屬股骨球的表面覆蓋。使用的材料包括矽橡膠、聚氨酯和烯烴基合成橡膠。這些裝置已經顯示出因為所具有的流體薄膜潤滑而以非常低的摩擦操作，並且由於關節的兩個表面被滑液流體薄膜完全分開而因此產生比當前假體材料更低的磨損。其已經顯示出具有物理強度、柔性、動態屈曲持久性、固有化學穩定性和生理相容性的平衡。例如聚氨酯的彈性體用作活動連接承重材料就耐磨性而言並未顯示出優於更傳統的承載對，並且其可導致與生物耐久性和後繼生物相容性有關的問題。因而，如上面詳細所述，永久活動連接承重關節成形裝置的嚴格要求限制了臨床可行產品中可用的可能材料選擇、材料處理和表面設計。由於這些重要限制，用於承重關節成形裝置的主要材料對為金屬對UHMWPE、金屬對金屬和陶瓷對陶瓷。鉻鈷自配合裝置已經顯示出具有優於UHMWPE的超高耐磨性，但是也看出金屬離子升高和遲髮型過敏是潛在的臨床問題。由於金屬離子暴露造成的可能的致癌性還沒有解決。金屬部件還造成應力遮擋效應並且妨礙成像。陶瓷對陶瓷對也顯示出高耐磨性，但是其具有設計選擇受限的缺點，並且在生理負載下可能會斷裂。其他組合也己經得到了研究，並且得到各種程度的發展和應用。這些材料組合中的一些在實驗室測試中顯示出具有前景，但是很多在實驗室測試中也失敗了，並且很少轉化為臨床成功。與前面提出的關節成形裝置的設計和材料選擇相關的缺陷的解決方案仍難以捉摸。已經報導了在承重全關節成形裝置中設置聚合物對聚合物承載面的少量嘗試。一種嘗試涉及使用與UHMWPE活動連接的聚縮醛。在利用髖關節仿真進行的與UHMWPE活動連接的聚縮醛和與CoCr活動連接的UHMWPE的體外對比顯示出在所有聚合物組合中摩擦和磨損較低。雖然作為聚縮醛分解產物的甲醛以微量存在於一些潤滑劑樣品中，但是早期研究表明了該承載對用於臨床應用的可能。所報導的使用包括抵靠傳統UHMWPE脛骨託支承的聚縮醛股骨部件的膝關節假體的隨後的臨床試驗結果意味著其性能可與金屬對傳統UHMWPE植入物相比。所發現的植入物僅表現出較小的磨損和生物學活性跡象。但是，利用y輻射在空氣中對聚縮醛消毒導致材料變化，所述材料變化由顏色變化證明。而且，聚縮醛部件的無骨水泥固定據報導是不充分的，導致無菌脛骨高速鬆動和感染。結果，聚縮醛不被認為是使用金屬作為uhmwpe的配對承載材料的可行替換。uhmwpe自配合承載對的使用(即兩個活動連接部件都具有uhmwpe承載面的情況)因為與該材料相關的低屈服強度和高磨損而在承重關節中也被認為是不可行的。相反，聚合物自配合承載對的使用已經限定到諸如手指的非承載關節。關於這點，已經注意到，交聯聚乙烯(xlpe)可用作手指中的自配合承載對，因為儘管磨損率比用於非交聯uhmwpe對不鏽鋼承載對的磨損率約大六倍，但是仍對低負載應用(例如手指的掌指骨關節)提供足夠的耐磨性。顯然由於上面討論的普通生物聚合物的己知局限，例如導致粘著變形的低屈服強度，由第三方顆粒造成的高磨損，橫向剪切和/或氧化，承重關節的關節成形術的發展道路大部分已經繞過聚合物對聚合物承載對。確實，當與金屬或陶瓷部件成對時，發現被調查的多數生物聚合物強度、耐磨性和/或生物相容性不足以成功用於承重關節應用中。結合有取得一些成功的聚合物承載材料，即uhmwpe或聚乙烯的裝置由於機械強度或磨損性能還與更硬的金屬或陶瓷部件結合來用作主要結構部件和承載配對面材料。因而，所有聚合物組合已經基本被排除作為在承重關節置換物中使用的可接受的自活動連接材料組合之列。當在承重人工關節中聚合物與聚合物活動連接時，失效經歷尤為廣泛。主要由於其強度、可透射輻射性質和生物相容性，己經建議用PEEK作為在醫療植入物中使用的適當的結構材料。該材料的主要應用在不具有活動連接部件的結構植入物中。一位研究者提出將PEEK對PEEK活動連接界面用於非承重關節，例如指關節中。這與現有技術給出的在承重關節中不應採用自配合聚合物承載對的教導是一致的。但是，現有技術沒有給出以下任何建議承重關節成形裝置包括PEEK作為主要結構材料，並且具有PEEK對PEEK活動連接界面來支撐這樣的關節在生理負載下所需要的複雜多向運動。考慮到聚合物對聚合物承載對來獲得承重關節成形裝置中的臨床成功中的失敗，並且缺乏PEEK對PEEK組合在生理負載和生理運動下的磨損和其他性能特性的知識，本領域中不存在已知的動力來研製包括PEEK對PEEK活動連接界面的植入物用於這些嚴格應用。為此，承載對的傳統方法教導具有相互支承和活動連接的相同材料表面(即自配合承載對)不會產生可接受的性能。具體地說，如果相同的金屬材料用於兩個承載面，則金屬表面之一或二者在持續負載下有可能會出現磨損。同樣，在承載面為相同聚合物材料的情況下，存在高載荷下(例如超過聚合物材料的屈服點)表面粘著的問題，這導致在人工承載關節中使用不同材料的活動連接承載部件，例如人工椎間關節中的金屬對UHMWPE。因而，存在對具有良好強度、生物相容性、生物耐久性、摩擦和磨損特性來獲得高性能、長壽命和低不利響應(例如顆粒誘發的炎症和骨質溶解)風險的承重全關節成形裝置的需要。還存在對這樣的具有不產生潛在有害金屬磨損顆粒的活動連接面的裝置的需要。理想的是，也可克服使用聚合物活動連接表面的已知問題，例如與由多向運動造成的應變硬化相關的較高損壞率和提高的磨損。需要相配承載面的應用(例如用於髖關節的髖臼杯)需求這種裝置，例如膝關節中的高應力不相配接觸應用也需求這種裝置。對於滿足這些要求的裝置來說還未滿足的需求是還是基本可透射輻射的以改善受影響區域的成像。理想的是，這樣的裝置還應具有接近相鄰骨組織的彈性模量以最小化對相鄰骨骼的不利應力遮擋效應。還存在在這樣的需求，即減少這樣的全關節成形裝置中的部件數量來提供更少的失效模式，以減少部件庫存並簡化製造和裝配。這樣的裝置還應使用傳統的輻射或蒸汽消毒技術容易地消毒，而不造成氧化和相關的不利影響。理想的這種裝置可在各種退化關節情況下以服務於全部患者人群所需的尺寸範圍為主要承重關節而設置。
發明內容本發明通過提供一種整形外科承重關節成形裝置克服了現有技術的若干缺點，該裝置具有都由相同的聚合材料形成的兩個相對的承載或活動連接表面，並且所述聚合材料優選為PEEK材料，從而使一個PEEK材料表面支靠另一個PEEK材料表面(PEEK對PEEK材料活動連接表面)。已經發現，具有包括由相同聚合材料形成的承載面的主體的活動連接部件即使當受到例如包括具有不匹配或變化頻率的耦合運動和載荷分布的極端測試條件時，也可提供與金屬承載對相當的優化耐磨性。類似地，與前面所討論的UHMWPE不同，即使在經受這些苛刻測試條件時，聚合物活動連接部件也會避免由於應變硬化造成的強度損失。意想不到的是，已經發現，這裡的具有相同聚合材料的活動連接部件的植入物的磨損率不僅優於通常用於人工椎間盤和髓核應用中的傳統UHMWPE和金屬承載對中的磨損率，而且磨損率比這些傳統承載對低一個數量級。甚至在其中一個承載面包括在其上形成的薄弧形壁的情況下仍然如此。如以上所討論的，即使具有薄壁承載部分，聚合物活動連接部件仍提供優化的強度和耐磨性。PEEK材料活動連接部件可設置有用於由插入工具的金屬部件接合的相對小的特徵件，以使植入物前進到椎間空間中。這些小的特徵件通常具有相對窄的尺寸，以在插入過程中經受由插入工具的金屬接合部分施加在其上的高度集中的力。所述特徵件可包括用於由所述工具的金屬臂接合的柱和/或用於由所述工具的金屬端頭接合的弧形表面，所述柱和弧形表面部分由與所述聚合物活動連接部件主體相同的聚合材料製成。聚合物主體提高的強度允許窄小特徵件與在插入期間與其協作並向其施加高載荷的金屬插入工具部件牢固的大致匹配的配合。本發明特別應用於髖關節、膝關節和踝關節置換中以及椎間關節成形裝置中。一方面，本發明的關節置換植入物具有自配合PEEK對PEEK活動連接表面。另一方面，所述植入物具有自配合碳纖維強化CFR-PEEK對CFR-PEEK活動連接。本發明的又一方面涉及具有CFR-PEEK對PEEK活動連接的整形外科承重關節成形裝置。本文公開的植入物可包括塗覆有例如羥基磷灰石的骨長入材料的一個或多個表面，以輔助將植入物固定到相鄰的骨組織。在本發明的一種形式中，提供了承重全關節成形裝置，其中相對的活動連接表面和大部分載荷和應力承載結構部件都基本上由PEEK和/或CFRPEEK構成。根據本發明該方面提供的裝置不使用金屬材料作為主要結構或活動連接部件。例如，提供了包括PEEK和/或CFRPEEK的承重全關節成形裝置，並且其中僅金屬部件為用於通過成像技術檢測裝置位置的不透射線標識。這樣的實施方式中的金屬標識優選從主要活動連接和磨損表面移除，以避免產生可能有害的金屬磨損顆粒。由於通過使用同一材料滿足了結構和活動連接兩種要求，因此根據本發明該方面的人工關節植入物具有較少的部件；而現有已知設計使用多種材料來滿足這些限制。由於具有較少的部件和/或避免了不同的材料層，這些裝置提供了失效模式更少，庫存減少以及簡化的低成本製造和裝配的可能。由於使用PEEK材料，根據本發明該方面公開的裝置結實並且耐久，具有高衝擊強度和良好的屈曲和拉伸性能。所述裝置基本上可透過射線，從而不影響關節區域的成像。由於本文公開的植入物具有更接近其所植入的骨組織的彈性模量，因此與更剛性的材料相比較，更不易於由於應力遮擋效應而損壞相鄰的骨。所公開的裝置還具有高生物相容性和生物穩定性。其可重複進行蒸汽和Y射線消毒，而對大部分材料性能沒有有害影響，並且防止大範圍有機和無機化學藥品和溶劑的侵害。本發明還包括使用金屬和/或陶瓷材料作為結構部件的承重植入物，在該植入物的各活動連接表面上具有PEEK或CFR-PEEK。雖然由於增加了材料層數和/或所需部件的數量以及使用金屬部件的缺陷而可能不是優選的，但是這樣的設計在一些應用中可能是適當的。本文公開的關節植入物在相對的PEEK材料活動連接表面之間的界面處具有低摩擦係數，並且可設計成在承重關節應用中允許全範圍的複雜多向運動。如本文進一步公開的，本發明的實施方式在經過嚴格的仿真測試協議評估時顯示出令人驚訝的有利磨損特性。根據本發明製造的關節植入物提供了類似於金屬對金屬裝置的低磨損率的可能性，同時克服了與金屬結構和活動連接部件的使用相關的已知問題。這些裝置在生理負載下經歷複雜多向運動時，也可具有微小的應變硬化和橫向剪切，這是已經證明對UHMWPE之類的其他聚合材料有害的現象。本文公開的這些磨損測試結果表明，PEEK對PEEK活動連接為活動連接整形外科承重關節成形裝置的可行替代，並且根據本發明的原理，可提供基本上包括所有聚合材料的臨床可行的關節成形裝置。本發明的原理尤其適用於提供用於所有或部分天然椎間盤的椎間盤置換物。因而，提供了多部件式人工間盤和人工髓核置換裝置，在結構部件和關節活動連接部件中都包括PEEK材料。在一種形式中，公開了用於插入盤環中的兩部件式人工髓核裝置。該髓核裝置包括具有基本凹入凹部的上殼體和包括基本突出部分的下殼體。每一個殼體均由PEEK材料製造，相對的凸出和凹入表面形成內部或中心活動連接界面，並且上下外殼體表面與椎骨端板接合。在本發明的另一方面中，公開了改進的全椎間盤置換裝置，其包括形成內部凸出-凹入活動連接界面的PEEK材料的上下殼體。人工椎間盤裝置可包括位於所述殼體部件之一或二者上的一個或多個限制結構，以幫助防止殼體在去除盤環的情況下橫跨椎骨端板移動或遷移。限制部分可以以例如面向相對的殼體之一或二者的表面的端板上的方向齒的形式設置。這樣的人工椎間盤提供作為腰椎間盤置換物的優點，並且由於其尺寸可設定成裝配在頸椎間盤佔據的小空間內，同時儘管在這樣的較小人工椎間盤裝置中接觸面積減小，仍提供必要的強度和所需耐磨性，因此特別適合作為頸椎間盤置換物。還公開了根據本發明製造的改進的人工膝關節。膝關節的一個實施方式可包括直接活動連接在與脛骨基板相關的PEEK材料活動連接表面上的PEEK材料的股骨部件。基板的PEEK材料表面可設置為陶瓷或金屬基板的內襯，或基板自身可由PEEK材料形成。根據本發明公開的改進的人工髖關節可包括至少用於與髖臼杯內部的PEEK材料內襯活動連接的PEEK材料股骨頭。可選的是，髖臼杯和內襯可結合成由PEEK材料形成的單個部件。杆部和股骨頭可結合成由PEEK材料形成的單個部件。可選的是，其可設置成獨立但是機械連接的PEEK材料部件。作為又一個可選方案，PEEK材料股骨頭可與金屬杆部件和頸部件結合使用。在這些實施方式中的每一個中，活動連接關節表面具有與PEEK材料活動連接的PEEK材料。本發明的可透過射線的PEEK材料植入物可包括可由X射線或其他成像技術檢測的一個或多個射線檢査標識，以輔助外科醫生在手術過程中定位植入物以及在術後監測其位置。通常將這些標識封裝在植入物周圍的預定位置中。也可使用在成像過程中形成植入裝置的細微輪廓的塗層，或可包括例如硫酸鋇等添加劑來給植入物提供一定程度的不透射線性。本文公開的植入物可利用機加工預定尺寸的PEEK材料塊的已知技術製造，並且可選地隨之進行表面拋光操作。可選的是，所述裝置能以傳統方式通過熔融PEEK材料注射或擠壓成型製成。在任一情況中，己經發現，PEEK材料不需要如UHMWPE需要的通過交聯處理來提高抗應變硬化性的附加處理。相反，由製造商提供的純PEEK材料可用於形成本文的承載部件。本文公開的植入物還可包括與相鄰的骨或組織接觸的骨傳導或骨誘導表面或塗層，以幫助將植入物固定在預定位置中。這樣的塗層的示例為羥基磷灰石、磷酸三鈣之類的磷酸鈣或多孔鈦噴塗物。圖1是根據本發明的人工椎間盤裝置的側視圖，示出了在插入構造中可釋放地連接的上下部件；圖2是類似於圖1的側視圖，不同之處在於被釋放而處於可操作構造的部件之間的連接；圖3是對應於圖1的局部剖視圖，示出以插入構造連接的部件和用於植入所述人工椎間盤裝置的插入工具；圖4是對應於圖3的局部剖視圖，示出了插入工具的夾持部件，其相對於夾持軸延伸來夾持用於植入的人工椎間盤裝置；圖5是對應於圖4的局部剖視圖，示出了固定到用於植入的人工椎間盤裝置的插入工具，夾持部件前進以保持下部件；圖6是沿圖5的線40-40剖取的局部剖視圖，示出了固定在軛形夾具中的上部件的夾持柱；圖7是圖1和2的人工椎間盤裝置的下部件的俯視圖，示出了下部件的大致跑道形外周構造和前緣處的凹部；圖8是下部件的側視圖，示出了其圓頂形承載部；圖9是下部件的局部仰視圖，示出了插入過程中面對插入工具的壁部分和壁；圖IO是沿插入方向固定到下部件的插入工具的夾持部件的仰視圖11是對應於圖10的夾持部件和下部件的仰視圖，示出了相對於夾持部件旋轉以將下部件設置在盤環內的下部件；圖12是圖1和2的人工椎間盤裝置的上部件的俯視圖，示出了上部件的大致跑道形外周構造和前端的突出部；圖13是上部件的側視圖，示出了在植入過程中用於利用插入工具固定的弧形凹部和夾持柱；圖H是上部件的側視圖，示出了上部件尾端突出部的燕尾構造；圖15是固定到插入工具的處於插入構造的人工椎間盤裝置和包括脊椎間盤盤環的脊柱部分的視圖，該盤環中形成切口；圖16是圖15的脊柱部分的局部剖視圖，示出了插入穿過盤環的處於插入構造的人工椎間盤裝置；圖17是對應於圖16的局部剖視圖，示出了在髓核空間中釋放而處於處於可操作構造的部件；圖18是沿圖17的52-52線剖取的剖視圖，示出了從插入方向轉到植入方向的人工椎間盤裝置；圖19是根據本發明的插入工具的側視圖20是圖19的插入工具的分解立體圖，示出了用於將插入工具固定到人工椎間盤裝置的夾持部件；圖21是根據本發明的另一個椎間植入物下活動連接部件的側視圖，示出了其凸出的圓頂形承載部；圖22是圖21的下活動連接植入部件的平面圖23是下活動連接植入部件一端的局部仰視圖，示出了用於與插入工具接合的弧形表面；圖24是沿圖22的線58-58剖取的剖視圖，示出了位於弧形表面上方的唇形突出部、與唇形突出部相鄰的凹部，和圓頂形承載部中用於與插入工具配合的底切凹部；圖25是另選椎間盤植入裝置的上活動連接部件的側視圖，示出了每一端的用於與插入工具配合的對稱取向柱；圖26是上活動連接植入部件的平面圖，示出了柱之間的凹入承載部；圖27是沿圖26的線61-61剖取的剖視圖，示出了凸出承載面和凹入承載部的薄壁部分；圖28是具有單件式脛骨託的膝關節假體的分解視圖；圖29是具有兩件式脛骨託的膝關節假體的分解視圖；圖30是圖28中的膝關節假體的剖視圖；圖31是髖關節假體的分解視圖32是髖關節假體的剖視圖；圖33是髖關節假體的另一形式的剖視圖；圖34示出了具有人工踝關節假體的踝關節圖35是圖34中的踝關節假體的剖視圖36是踝關節假體的立體圖；圖37是踝關節假體的另一類型的立體圖38是顯示了其關節突關節的脊椎骨的立體圖39是一部分脊柱的側視圖40是裝配有人工關節突假體的一部分脊柱的側視圖；圖41是人工關節突假體的兩個部件的視圖；圖42示出人工關節突假體的活動連接；圖43是具有單件式股骨蓋和單件式脛骨板的另一個另選膝關節的立體圖44是圖43中所示實施方式的脛骨板的立體圖；圖45是圖43中的膝關節的剖視圖，示出了兩個假體部分的活動連接界面；圖46是包括單件式髖臼杯的另一個另選髖關節置換裝置；圖47是圖46中不具有髖臼杯的髖關節置換裝置的杆部和頭部的視圖。具體實施例方式現在參照圖1至16，示出了呈髓核置換裝置形式的人工椎間盤300的實施方式。植入物300具有由包括下部件或殼體312以及上部件或殼體314的兩個部件形成的主體301,下部件312和上部件314具有用於接觸相鄰椎骨端板的相應外表面320、322。殼體312和314優選都由PEEK材料形成，所述PEEK材料例如為純PEEK或CFR-PEEK。這樣，人工椎間盤裝置300具有高強度、硬度和韌性的特徵，以在包括腰椎和頸椎椎間盤的椎間關節的苛刻條件下提供適合的機械性能。椎間盤裝置300還可具有高生物相容性。PEEK材料殼體312和314可透過射線，並且因而在使用例如X射線、MRI和計算機層析顯像等成像技術檢査關節組織和骨生長過程中不產生散射或偽影。植入物300還易於使用例如蒸汽、環氧乙烷和Y射線之類的傳統技術消毒，而不影響植入物的機械性能或其生物相容性。如圖1中所示，為了使部件312、314相對於彼此移動，在部件312、30314的對置凹凸PEEK材料表面之間形成承載界面315。更具體地說，下部件312具有拱形或圓頂形承載部分319，其與上部件314的凹入承載部分317活動連接。凹入部317和圓頂部319可顛倒而分別形成在下部件312和上部件314上。在一種形式中，圓頂部319和凹入部317具有匹配的或基本匹配的半徑以最大化表面接觸面積。可選的是，圓頂形承載部分319可具有相對於凹入承載部分317不匹配的半徑，以在活動連接界面處提供附加的滑動運動。使圓頂部319和凹入部317的半徑匹配通常會提供改善的磨損特性。但是，由於PEEK表面可略微彈性變形，因此承載面可具有不匹配的半徑但是仍提供可接受的磨損率。優選為圓頂部319和凹入部317的相應活動連接面319a和317a提供PEEK材料光面修整。這些表面上的光整通常會減小界面315處的磨損率。表面修整可對在植入物的初始磨合期產生的磨損量具有特殊影響，所述磨損量可能是總磨損的重要部分。在一個實施方式中，圓頂部和凹入部表面的表面粗糙度小於約120Ra，更優選小於約60Ra，並且最優選小於約30Ra。這些範圍中的表面修整可通過傳統機加工操作由PEEK材料塊實現。也可進行後繼拋光操作以實現更光滑的修整。可以可選地通過利用傳統注射成型或擠壓成型技術由PEEK材料製造殼體312和314而提供適當的表面修整。由於圓頂形承載部分319和凹入承載部分317的PEEK材料表面319a和317a，承載界面315在生理負載和生理運動下為殼體的複雜多向運動提供低摩擦樞轉、旋轉和/或滑動的活動連接。PEEK對PEEK界面315還使得植入物300具有非常適宜的磨損特性，以使得可長期保持該裝置的機械性能，同時最小化由過量磨損顆粒造成的骨質溶解之類的不利影響的風險。可通過使用位於部件312、314上或部件312、314之間的運動限制器將殼體312和314之間的運動限制成圍繞單個軸或兩個軸樞轉。植入物300插在相鄰的上下脊椎骨之間，殼體部件312和314優選如稍後所述彼此連接。植入物部件312、314的凸出或凹入外表面320、322可與相鄰椎骨的輪廓匹配或稍微不匹配。外表面320、322也可以是平坦的，並且一個或另一個可以是平坦的、凸出的或凹入的，而另一個不是。在一個優選實施方式中，下殼體312的表面320基本上平坦，並且上殼體314的表面322具有近似上椎骨端板凹入表面的突出輪廓。這樣的實施方式滿足下椎骨的上椎骨端板通常平坦，而上椎骨的下椎骨端板可以預計具有更凸出的輪廓這一事實。該實施方式可因而提供表面320和322與相鄰的椎骨端板之間的更大接觸，相鄰椎骨之間的載荷分布更均勻，並且植入物在盤環空間內遷移的可能性更小。通過選擇用於製造殼體所用的PEEK材料的特定配比，而優選專為脊柱(即腰椎、頸椎等)的給定區域的最佳性能而設計殼體312、314的機械性能。可從製造商那裡獲得幾種形式的PEEK材料的材料性能，並且該信息可用於選擇實現期望機械性能所需的適當級別的PEEK材料。殼體312、314的拉伸強度、撓曲強度和撓曲模量隨配比中碳纖維量的增加而增大。因而，在一個實施方式中，殼體312、314均由不具有強化纖維的純PEEK形成。在另一個實施方式中，殼體由碳纖維重量百分比約為30%的CFR-PEEK形成，以獲得更大的強度和剛度。純PEEK和碳強化配比可具有類似於相鄰椎骨端板皮質骨模量的撓曲模量。殼體312、314的撓曲模量顯著小於例如傳統上用於椎間盤成形裝置的鉻鈷、不鏽鋼、鈦或氧化鋁的金屬的撓曲模量。如以上所述，具有基本上比皮質骨更高的撓曲模量的金屬植入物可產生應力遮擋，導致相鄰骨組織退化。由於植入物300的殼體312、314具有類似於脊椎骨端板的撓曲模量，因而會減輕應力遮擋的不利影響。表面320、322優選沒有例如齒、釘之類的結構或者會穿入並有可能損壞椎骨端板的其他結構。但是，一個或兩個表面可包括骨傳導或骨誘導塗層以促進骨長入，從而輔助植入物在預定位置固定到相鄰骨組織。這樣的塗層的實施例是羥基磷灰石、磷灰石(例如磷酸三鈣)，或多孔鈦噴塗物。在一些情況下，可添加組合塗層。例如，可通過首先用薄層鈦塗覆PEEK材料植入物，然後將羥基磷灰石塗層塗覆到PEEK材料上的鈦層來增強羥基磷灰石層的附著。植入物300和殼體312、314具有大致跑道形狀，前後長度尺寸D2小於包括側部303a和303b的橫向寬度尺寸Dl。植入物300有利地使用具有較小尺寸D2的較窄的前端或前向端304插入。植入物300具有從前端304a、304b延伸到相應後端306a、306b的縱軸300a以及在明顯較長的側部303a、303b之間延伸的橫軸300b。植入部件312、314的縱軸和橫軸限定了每一個部件312、314總體延伸的一般位置平面。因此，盤環309中的切口308僅需要具有足夠容納橫向寬度D2的長度。在插入過程中或插入之後，植入物300可旋轉以使較小的橫向尺寸D2不再與切口308確切對準，並且可被插入成在植入後使較大的橫向尺寸D1至少部分與切口308對準。以這種方式，在盤環309中形成的用於插入的切口308的尺寸最小。另外，通過在髓核空間中轉動植入物300，使植入物300由盤環309俘獲在空間中，並且不易於從與植入物300的較長側部303a、303b中的相鄰側部對準的較小切口308退出。通過優選的橢圓或跑道結構，植入物300的前端304，具體為椎間盤殼體部件312、314的端部304a、304b在這些部件的一般位置平面中彎曲，以易於穿過切口308插入。另一方面，當植入物300己經插入並且旋轉以使植入物部件312和314的明顯較長的側部303a、303b與所述切口對準時，明顯較長的側部303a、303b的取向使得部件312、314在植入後很不可能通過切口308退出。而且，在本優選實施方式中，明顯較長的側部303a、303b基本筆直，進一步有助於阻止植入物部件312、314退出。人工椎間盤部件312、314優選可彼此連接，以使椎間盤裝置300可作為單個單元插入。為此，椎間盤部件312、314可連接成呈這樣的插入構造，該構造使得在就盤環309中所需的切口尺寸而言在最小化其侵入力的同時使盤組件300能夠有效地植入。如圖23和26中所示，椎間盤單元300的插入構造優選為楔形構造，以形成單元300的低外形前端304。在單元300的後端306處，椎間盤部件312、314彼此分離取向，以使後端306具有比前端304更大的外形。因而，人工椎間盤組件300的插入構造允許外科醫生在植入物插入初始階段在阻力保持最小的情況下將前端304初始插入穿過形成在纖維。單元300的繼續插入將切口308擴展開，以允許包括增大的後端305的整個植入物300插入髓核空間311中。植入物部件312、314之間的承載部分或界面315用作部件312、314之間的支點。在初始插入期間，施加在頂部表面322和底部表面320上的力朝向承載部分315的支點的前側。當植入物300繼續前進到盤環309時，力將沿表面320、322朝向承載支點的後側向後移動。最終，施加在植入物部件312、314的支點後側上的力將超過支點前側上的力到足以使植入物部件312、314轉變為可操作構造的程度，如下面所述。這樣，楔形插入構造有助於在相鄰上下椎骨321特別是其端板313之間的髓核空間311中插入植入物300的前端304並有助於使椎間盤裝置300能夠有效地轉變成可操作構造。更具體地說，椎間盤部件312和314的相應軸312a和314a形成插入楔形角co，其與椎間盤部件312、314的長度一起表示部件後端306a和306b的分離程度。為了保持椎間盤單元300的插入構造，椎間盤部件312、314具有形成在其各自前端304a和304b之間的可釋放連接340。可釋放連接340將椎間盤部件312、314設置在插入構造，在椎間盤部件312、314之間形成預定插入楔形角co。在示出的優選形式中，可釋放連接340與相應部件312、314的圓頂形承載部分319和凹入部分317配合而形成特定椎間盤單元300的插入楔形角co。參照圖7和8，可看到，下部件312包括形成在其端部304a處的凹部344，凹部344沿從前端304a朝向後端306a延伸的方向相對於椎間盤部件312的一般位置平面向上傾斜延伸。裝配在凹部344中的突出部342設置在上部件314上，並且其構造成沿著部件314的一般位置平面延伸或平行於該平面延伸。以這種方式，在椎間盤部件312、314通過突出部342容納在凹部344中而可釋放地連接的情況下，上部件314將相對於下部件312的平面向上傾斜或翹起。而且，承載部分317和319協作，從而在部件312、314可釋放地連接的情況下，上部件314與下部件312接合併被其支撐。具體地說，使可釋放連接340向後，則上部件314的凹入承載部分317位於上部件承載部分319的前側，如圖1中所示。可釋放連接340的強度足以在椎間盤單元300被推過盤環切口308時以及插入椎間盤空間311的初始階段使椎間盤部件312、3〗4連接在--起。如所討論的，殼體312、314優選設置有協作結構，例如沿期望的楔角方向可釋放地固定殼體312、314的突出部342和凹部344。在所示的優選形式中，可釋放連接340為位於殼體312、314的前端部304a、304b處的諸如燕尾形接頭340之類的界面或卡扣連接。就此而言，上殼體314包括燕尾形突出部342形式的突出部，下殼體312包括構造成與燕尾形突出部342的構造基本匹配的配合凹部344。上下部件312、314的前端304a、304b及後端306a、306b的尺寸設定為當植入時，髓核植入物300在植入物部件312、314之間提供期望的最大生理運動。前端304a、304b還可包括鄰接表面352、354，以使部件312、314在處於插入構造時可沿表面352、354接觸並抵靠。部件312、314可取向為當突出部342和凹部344固定或卡扣在一起時使表面352、354平齊接觸。為此，上殼體部件314包括平坦表面352，燕尾形突出部342從該平坦表面352延伸，該平坦表面352與下部件312的凹部344兩側上的升高的平坦表面354抵接。平坦表面354沿從下部件312的前部或前緣朝向後部的方向向上傾斜。如所示出的，在一個實施方式中，頂部件表面352不傾斜，並且楔角co可對應於因下部件312的表面354傾斜而設置在表面354、352之間的角。但是，表面354、352的角可顛倒，使得表面352從相應前緣304a、304b向內成角度，或表面354、352的角均可向內成角度，每一構造均使得在植入物300在其楔形插入構造下可釋放地連接的情況下，表面354、352可在楔角下成平齊抵接關係。為了將燕尾342固定在凹部344中，可將殼體312、314放置在一起，以使凹部344定位成與燕尾突出部342面對的關係。燕尾突出部342包括從突出部342的基部345向外成角度的翼343，使得突出部342具有尺寸為D3的前表面342a，尺寸D3大於基部345處的尺寸D4。凹部344設有用於容納突出部342的角形翼343的幾何形狀，以使凹部344的上部344a在尺寸上小於下部344b。以這種方式，可於是向殼體312、314的頂部表面320和底部表面322施加手動壓力，以使燕尾342的翼343被推到凹部344中，並且以卡扣配合或幹涉配合固定在該處。可選地，燕尾342可簡單地通過使燕尾342與凹部344前端處的幵口346對準並使燕尾突出部342在該開口中滑動而將燕尾342固定在凹部344中。連接340的至少一部分由可彈性變形的材料形成，以使突出部342或圍繞凹部344的表面中的任一個或兩者可彈性變形從而允許突出部342以卡扣或幹涉配合方式被凹部344接收。在優選實施方式中，通過機加工或成型操作使燕尾突出部342形成上殼體314的相對小的一體延伸部，以使突出部342也由PEEK材料形成。已經發現PEEK材料具有足夠的強度和適當的剛度，從而突出部342可具有尺寸減小的外形，同時仍以卡扣連接340適當地運作。下殼體312中的凹部344也優選以一體凹部的形式設置在與該凹部相鄰的平坦表面354中。凹部344可通過機加工PEEK材料塊形成或以成型操作形成。凹部344的尺寸應設定成提供與該凹部相鄰的足夠PEEK材料，以使凹部344的側壁能以卡扣布置牢固地保持燕尾突出部342，直到在插入過程中在植入物300上施加期望的載荷。己經發現，下殼體312的PEEK材料具有足夠的強度和剛度，使得下殼體312和凹部344可具有尺寸減小的外形，而燕尾連接340仍將殼體312、314沿期望插入方向固定，直到通過植入物300上的椎骨端板施加期望的釋放載荷。可彈性變形的PEEK材料允許連接340在插入過程中由於植入力和相鄰椎骨的約束而釋放，這將在後文討論。突出部342和凹部344的表面可塗覆有利於突出部342和凹部344接合來形成連接的材料，和/或阻止連接340在植入過程中分離的材料，這將在下面討論。因而，上述卡扣連接可有利地設置為植入物300的一體結構特徵，而避免使用由其他高強度材料(例如金屬)形成的分立部件。因此，連接部分342和344之間設置的幹涉配合提供了預定程度的阻力防止椎間盤部件312、314相對於彼此樞轉，具體地說是防止上部件314在其前端304b處遠離下部件的前端304a。另一方面，通過將足夠的力施加到部件312、314來克服燕尾連接340的幹涉配合，從而使椎間盤部件312、314可呈其中部件312、314可相對於彼此移動的可操作構造，如圖2中所示。為此，相對於將要插入之處的椎骨尺寸或髓核空間來選擇椎間盤裝置300。處於連接起來的插入構造的相應部件312、314的尾端部或後端部306a和306b之間的垂直距離應稍微大於相鄰椎骨321之間的距離，尤其是大於椎間盤裝置300所插入之處的端板313之間的距離。因而，當椎間盤裝置或單元300滑動到後文進一步描述的空間中時，下後端306a和上後端306b將與相應的端板313形成接合。因此，在本文的優選形式中，頂表面322和底表面320在植入過程中用作椎間盤主體301的接合部分。繼續將椎間盤單元300推入椎間盤空間311中使表面322、320開始抵靠盤環接合或凸輪接合，盤環被壓縮，然後以逐漸增大的力抵靠椎骨和端板313。使用相對於椎間盤空間311尺寸適當的椎間盤單元300，間隔開的對置端部306a、306b之處的這一擠壓力最終變得足夠大而使可釋放的連接340突然彈幵，從而使部件312、314相對於彼此圍繞其間的承載界面315樞轉。通過形成在椎間盤組件300的前端部304的連接340和施加在其頂部表面322和底部表面320上的分離力，具有槓桿臂優勢，就此以中間的圓頂形承載部分319作為支點利用該優勢克服優選連接340處的幹涉配合。這允許由連接340提供的部件312、314之間的連接強度最大，以確保椎間盤單元300在插入過程中保持其連接起來的插入構造，直到其插入盤環309中的量足夠。另一方面，該楔形布置以及將部件用作槓桿臂312、314還允許以相對小的插入力將椎間盤組件300插入椎間盤空間311中，並且允許獲得椎間盤組件300的可操作構造。另外，前端的小構造允許組件300在初始插入中容易地與切口對準。而且，當椎間盤單元300如前面所述向其在椎骨之間的髓核空間中的椎骨間完全就位位置轉動或旋轉時，分離力可施加到端部306a和306b。在插入構造和可操作構造之間變換時，部件312、314具有如由圖1和2中由箭頭P表示的樞轉方向。圖19和20中示出了用於植入例如植入物300的人工椎間盤裝置的插入工具400。插入器400可夾持或可釋放地固定植入物300的殼體312、314以插入髓核腔311中並在髓核腔311內旋轉。為了最初夾持殼體312、314，插入器400設置有金屬材料製成的夾持部件410，用於將殼體312、314保持在插入器400的遠端400a上，同時外科醫生例如抓握近端400b上的手柄412。成細長杆狀基部夾具420形式的第一夾持部件相對於手柄412基本固定，並且包括從夾持部件420延伸的成突起422形式的結構，下殼體312具有形成在其表面426中的成凹部424形式的接合結構。凹部424靠近下殼體312的後端306a形成。在植入物300裝配起來時表面426基本朝向並面對上殼體314。因此，當連接到下殼體312時，突起422沿基本遠離上殼體314的方向延伸。插入器400還設置有第二夾持部件，其可以有選擇地沿平行於基部夾具420的方向往復運動。具體地說，第二夾持部件為基本環繞基部夾具420的金屬柱狀夾持軸432的形式，並且夾持軸432藉助例如彈簧435朝向插入器400的遠端400a偏置。夾持軸432包括金屬材料製成的成型端頭434，用於接觸下殼體312的後端306a。更具體地說，下殼體312的後端306a包括在下殼體312的後端306a處向後突出的唇形壁部分436。唇部436在後端306a附近延伸超出其下方的肩部440。肩部440製成扇貝形而限定包括相繼的弧形凹入表面部分444的連續表面。中間弧形表面444b與殼體312的縱軸312a在中心對準。夾持軸端頭434成型為包括凸出表面434a，該凸出表面434a與中間弧形表面444b的曲線匹配。因此，軸端頭434和中間弧形表面444b沿預定方位配合，如圖10中所示。中間弧形表面444b的兩側是第二弧形表面444a、444c和第三弧形表面444d、444e形式的側弧形表面，第二弧形表面444a、444c基本上彼此相同地彎曲，並且從中間弧形表面444b向外傾斜，第三弧形表面444d、444e也基本上相同地彎曲，並且從第二弧形表面444a、444c向外傾斜。作為示例，中間弧形表面444b與左側弧形表面444a、444c或右側弧形表面444d、444e之間的總角度可以是約90-95°。但是，側弧形表面444a、444c、444d、444e不需要精確取向來接合軸端頭434。以這種方式，當軸端頭434抵靠任何側弧形表面444a、444c、444d、444e來接合時，下殼體312都可抵靠並沿側表面444a、444c、444d、444e改變其取向。夾持軸432還包括位於軸端頭434上方並且在軸端頭434與位於夾持軸432內的基部夾具420之間的殼體凹部446。弧形表面444可機加工到PEEK下殼體312中或在成型操作過程中形成。下殼體312通過夾持軸432和基部夾具420固定到插入器400。為此，使夾持軸432克服彈簧偏置力局部縮回，以使軸端頭434遠離突起422移動一定距離。然後，將突起422插入下殼體312的凹部424中，並且壁部436插入殼體凹部446中。接著，使夾持軸432朝向下殼體312移動，以使軸端頭434與中間弧形表面試探隔件配合。以這種方式，下殼體312由夾持軸432的偏置力夾緊，並且其縱軸312a與細長基部夾具420和夾持軸432對準。包括壁部436、肩部440在內的下殼體312和凹部446的尺寸使得由插入器施加在下殼體上的夾緊力不造成PEEK材料下殼體312的明顯變形。壁部436、肩部440和凹部446的垂直側壁提供結實、剛硬的表面，其可承受將植入物300插入盤環空間所需的來自插入器的足夠大的力。在優選實施方式中，夾持軸432可機械旋緊或固定，從而不會發生抵抗偏置力的意外縮回。在本實施方式中，這通過包括向前偏置的固定套管470實現，固定套管470具有內孔472以使固定套管470環繞夾持軸432定位，同時也局部位於手柄412內。夾持軸432具有加寬部分474，加寬部分474具有形成肩部477的外螺紋475,而固定套管470具有在其近端的對接肩部478、在其內孔472中的肩部479，和孔472內的螺紋471。彈簧480位於對接肩部478與手柄412中形成的肩部476之間，同時肩部477、479在彈簧480的力的作用下基本接觸。因此，夾持軸432的縮回使其肩部477壓靠固定套管470的肩部479，從而二者一起縮回。但是，固定套管470可通過壓縮彈簧480而相對於夾持軸432縮回，而且可獨立於夾持軸432並相對於夾持軸432旋轉。更具體地說，固定套管螺紋471與夾持軸螺紋475配合。在正常位置，彈簧480偏壓固定套管螺紋471偏置遠離夾持軸螺紋475。當固定套管470抵抗彈簧480縮回時，固定套管螺紋471移動到其可與夾持軸螺紋475接合的位置。可通過壓花旋鈕490使固定套管470旋轉，以將固定套管旋在夾持軸432上。最後，旋鈕490與手柄412接觸，使得固定套管470與旋入固定套管470中的夾持軸432—起抵靠手柄412旋緊。這樣，夾持軸432不能縮回，並且下殼體312被鎖定在固定的夾持軸432和固定的基部夾具420之間。插入器400也可固定上殼體314以進行插入。為此，插入器400包括金屬軛形夾具450形式的第三夾持部件，並且上殼體314設置有由軛形夾具450容納的夾持柱460。軛形夾具450包括也基本位於夾持軸432內的細長軸454和位於遠端450a處的一對軛形臂452。每一個軛形臂452包括在內表面上的杯形或半球形凹部456，使得各軛形臂452的杯形凹部456基本彼此相向並面對。上殼體314的夾持柱460包括用於接合在杯形凹部456內的外表面462。為了將夾持柱460插入軛形臂452中，軛形臂452可稍微向外撓曲。夾持柱460也可稍微壓縮。以這種方式，夾持柱460卡扣或幹涉配合在軛形臂452中，並且可釋放地固定在其內。與在初始位置對於插入器400具有剛性取向的下殼體312的固定不同，允許上殼體314圍繞其夾持柱460在軛形臂452中樞轉，例如類似於球接頭。夾持柱460優選設置為上殼體314的相對小的一體突出部，由與殼體314相同的PEEK材料形成。這樣，夾持柱460可具有相對小的橫截面直徑示例尺寸，同時仍具有足夠的強度來用作軛形臂452的樞軸，並且在植入物300插入盤環空間中時經受得住由軛形臂452施加的側向力。通過將夾持柱460設為PEEK上殼體314的整體部分，可最小化植入物300的部件數量，並簡化其總體設計。殼體312、314可在固定到插入器400之前被固定而形成燕尾接頭340。可選地，殼體312、314可在固定到插入器400之後具備插入取向。因此，由於上殼體314可樞轉，可簡單地施加手動壓力來將燕尾342和凹部344推到一起。作為另一選擇，插入器400可固定到上殼體314以使頂部表面322具有特定角度，殼體312，314於是具有楔角co和插入構造。當可釋放地固定到插入器400並處於插入構造時，植入物300為插入穿過盤環309並插入髓核腔311中做好準備。如以上所討論的，植入物300受到的插入力使植入物300從插入構造轉變到可操作構造。如也已指出的，插入器400可用於旋轉植入物300以定向並使較大的縱向尺寸D1與盤環309中的切口308對準。在插入和旋轉過程中，植入物300可接觸盤環的內表面309a，使得該接觸將植入物300引導到髓核腔311內，並引導植入物300在髓核腔311內的旋轉。植入物300和插入器400可用於各種手術入路或技術，例如外側入路、前外側入路和後外側入路。當植入物300已經轉變成可操作構造時，上殼體314基本不能自由移動。即，儘管由夾持柱460和軛形臂452形式的球接頭類型固定裝置固定到插入器400，上殼體314仍由盤環309和椎骨端板313以及形成在殼體312、314之間的活動連接承載部件30約束而不能明顯運動。因此，上殼體314基本上跟隨下殼體312。下殼體312保持相對於插入器400基本固定，直到外科醫生另有選擇。當確定植入物300己經在盤環309和髓核腔311中前進足夠量而不再需要剛度時或者植入物處於需要旋轉的位置時，夾持軸432可允許下殼體312移動或繞突起422樞轉到側弧形表面444a、444c、444d、444e中的一個。夾持軸432的偏置於是可將夾持軸432移動到與444a、444c、444d或444e中的一個成抵接關係。相應地，上殼體314也與下殼體312一起圍繞夾持柱460樞轉。由於側弧形表面444a、444c、444d、444e從中間弧形表面444b傾斜，在軸端頭434固定在側弧形表面444a、444c、444d、444e中的一個中時，外科醫生可沿橫交於插入方向的方向，例如沿側向(例如正交於前後插入方向)將植入物300引入髓核腔311中。當植入物300充分插入切口中時，夾持軸432可完全縮回。由於與軛形臂452和夾持軸突起422結合的上下端板313提供的壓力和約束，下殼體312和上殼體314仍由插入工具400保持但能夠樞轉。以這種方式，外科醫生可在夾持軸432仍由彈簧偏置而與表面444處於面向關係的同時，在髓核腔311內樞轉和操縱植入物300例如直到實現期望位置。為了撤回插入器400，必須從其釋放植入物300。在優選實施方式中，軛形夾具450可有選擇地通過滑塊490往復運動。為了將上殼體314固定於其上，通過使滑塊490相對於手柄412前進而使軛形夾具450相對41於夾持軸432前進。滑塊490包括柱492，柱492容納在手柄412內的軛形夾持軸454中的凹部494內。為了釋放植入物300，通過使滑塊490退回從而使軛形夾具450縮回而釋放上殼體314。當殼體部件312、314配合時，這樣的縮回可允許軛形臂452與上殼體314分離。可選地，這樣的縮回可將軛形臂452拉向圓柱狀夾持軸432並在圓柱狀夾持軸432中拉動，以使上殼體3M的後端306b接觸夾持軸432的前緣498。軛形夾具450的繼續縮回迫使上殼體314從軛形臂452釋放。作為又一選擇，軛形夾具450的縮回可迫使上殼體314抵靠基部夾具420的一部分，例如柱500，由此使上殼體314從軛形臂452釋放。夾持軸432於是可縮回，並且突起422可抬離凹部424。手柄412的近端400b包括開口510，其中釋放裝置512固定並沿近側方向彈簧偏置。當克服偏置力而將釋放裝置512推入手柄412中時，銷514從固定位置移動到釋放位置。在固定位置中，銷514容納在凹部516中，並且將基部夾具420固定在基本固定位置中。在釋放位置，銷514從凹部516移出，可移除基部夾具420以及軛形夾具450和滑塊490。這樣，可在術後拆開插入器400清洗和消毒。圖21-27分別示出了可選椎間植入物的上植入物部件500和下植入物部件502。活動連接的植入物部件500和502與前面描述的活動連接的植入物部件312和314類似，其主要區別在於在植入物部件500和502上設置了對稱結構，以使插入工具可在其任一端操作地接合部件500和502。注意到的其他區別為，植入物部件500和502之間不具有將植入物部件500和502保持成楔形構造以進行插入的可釋放連接。而是，可利用申請序列號No.60/822,027中所描述的用於該目的的插入工具，通過引用如同複製一樣將該申請整體併入本文。植入物部件500具有包括其凸出承載表面505的圓頂形承載部分504。在植入物部件500的每一縱向端部處，在其端板部分508中設置相應凹部506。凹部506向上開口以容納插入工具端部的小配合突起。如圖24中所見，凹部506在每一個端板部分508的端部處形成底層薄壁部分510。另外，類似於前面描述的植入物部件312，在端板部分508的端部處與凹部506相鄰地形成弧形接合表面512。弧形凹部512朝向圓頂形承載部分504向內形成凹口，如圖23中最佳所見。這樣，表面512也位於在端板部分508的端部處從壁部分510向上延伸的薄壁部分514上，如圖22中可見。另外，薄壁唇形突出部516在弧形表面512上方從端板部分508向外突出。在每一情形中，包括其各薄壁部分510、514和516的植入物部件500受益於與承載表面505相同的PEEK材料。更具體地說，通過可操作地與金屬插入工具部件接合的壁部分510和514，其增強的強度使得這些PEEK壁部分510和514通常在植入物插入過程中不會損壞。另外，圓頂形承載部分504具有朝向其底部的底切凹部518，如圖24所示。插入工具的金屬盤裝配在凹部518中以將植入物部件500插入椎間空間500中。在該情形中，儘管其一部分去除形成底切凹部518，PEEK材料承載部分504仍能夠以類似於前面描述的包括其植入物部件32的植入物300的方式提供高耐磨性和強度。而且，植入物部件312的圓頂形承載部分319在一端被截斷；以類似的方式，圓頂形承載部分504在其兩端處被截斷。圖24-26示出了活動連接的上植入物部件502，其包括凹入承載部分520，凹入承載部分520具有從其每一側的端板部分522升高的方形構造。承載部分520具有凹入表面524，凹入表面524優選具有與圓頂形承載部分504的凸出表面505相同的曲率，以使表面505和524之間形成光滑的承載界面，用於植入物部件500和502的活動連接。通過在方形凹部520中形成凹入表面524，在凹入承載部分520中形成環形薄壁部分526，凹入表面524形成在環形薄壁部分526上。甚至在植入物部件500和502的活動連接期間通過薄壁部分526支撐載荷的情況下，仍可預計如果植入物部件500和502特別是其承載表面505和525由PEEK型材料製成，則可具有對於用作如本文描述的運動保留椎間植入物裝置來說足夠的理想強度或磨損性能。如本文所述的植入物已證實的，相信正是PEEK材料的強度和耐磨性允許承載部分形成薄壁部分或具有去除部分而無損其性能。另外，端板部分522包括窄的柱突出部528，其與插入工具配合而使植入物部件502前進到椎間空間中，同時植入物部件500支靠柱突出部528。就此而言，預計在小的柱突出部528在植入物插入過程中受到由插入工具施加的力時，形成植入物部件502所用的PEEK型材料的強度會為其提供有利的強度特性。為評估以PEEK材料製成表面的形式提供承重關節置換成形裝置的活動連接承載面的臨床可行性而進行了磨損測試。關於與上面描述的圖1-18的實施方式類似的兩部件式活動連接髓核置換植入物進行了這些評價。該磨損測試使用椎間盤仿真器進行，測試形式包括往復運動、多向運動和具有頻率變化的多向運動系列。在所有測試方法中利用代表被認為由髓核支撐來支撐的生理載荷範圍的動態壓縮載荷。這些測試的詳細內容和測試結果在下面更詳細地描述。測試A:屈伸在多樣本脊柱仿真器中測試了基本根據圖1-18的實施方式由PEEK製成的六個人工髓核植入物樣本量。植入物的下部件保持在樣品杯中，上部件保持在樣品柱中。這些樣品卡具由從美國McMaster-Carr公司獲得的UHMWPE製成。UHMWPE的模量約0.7GPa，這在椎骨端板的約0.10-0.80GPa的皮質骨模量的典型範圍內。用於將部件安裝在測試室中的方法不會降低樣品質量損失評估的準確性。上部樣品被限制在三維空間中。下部樣品僅能沿測試方向旋轉而不會平移。卡具中的用於容納植入物部件的凹部與植入物的形狀(footprint)匹配，但是允許植入物部件稍微運動，以模擬在體內可能發生的情況。在樣品杯中保持接近生理環境的測試流體。測試流體由蛋白質含量為55g/L經三次0.1(im過濾的新生牛血清(Hycione實驗室)構成，其由磷酸鹽緩衝液稀釋到最終蛋白質含量為20g/L。向該血清中添加濃度為20mM的EDTA(Fisher實驗室)以與血清中存在的鈣離子結合，並用作防腐劑。通過0.22iam過濾器過濾最終的測試流體。測試流體溫度保持在37土3。C。測試流體的pH值在測試過程中在7.4到8.56的範圍。測試環境視為生理環境並且基本依照現有文獻。將各樣品卡具隔離以防止測試樣品的交叉汙染。為了防止測試流體的過度蒸發，使用塑膠袋來密封卡具。將樣品預浸泡在測試流體中，直到觀察到吸溼曲線中的漸進點。在該研究中所用的兩部件式髓核裝置的對置圓頂形活動連接表面和凹入活動連接表面的幾何形狀和表面修整在下表中闡明。表l:樣品承載表面的表面修整和幾何形狀半徑(英寸)球度表面修整(Ra)上殼體0.2575±0.00040扁6±0.00019.08土1.30(^n下殼體0.2496±0.00010扁4土0扁123.00土3.3爭n使用最小用量為29.3kGy和最大用量為37.3kGy的y輻射對樣品進行消毒。使用在225-1024N循環壓縮載荷下達一千萬次循環的±7.5°屈伸曲線。峰值壓縮出現在循環壓縮載荷頻率為4Hz，旋轉頻率為2Hz的峰值旋轉處。以這種方式，一個屈伸旋轉循環施加兩個壓縮循環。一個完整旋轉循環意味著椎間盤植入物從完全屈曲旋轉到完全拉伸，然後回到完全屈曲。在該完整旋轉循環中，壓縮載荷從完全屈曲處的峰值載荷變化到零旋轉處的最小載荷，然後再次變化到完全拉伸處的峰值載荷。在該屈伸旋轉的半循環中，椎間盤植入物完成一個完整的壓縮載荷循環。±7.5°屈伸曲線表示接近代表生理極限的矢量運動。225-1024N的循環壓縮載荷表示行走過程中基於髓核支撐二分之一到三分之二壓縮載荷預計植入物在體內承受的載荷範圍。2Hz的頻率接近輕快行走的速率。應注意到，椎間盤成形裝置的臨床取出證實這些裝置的仿真測試可能過大5到10倍，因此上面討論的載荷和運動參數可能超過裝置正常暴露於體內時的參數。每500,000次循環停止測試，清洗所有部件，並且將樣品稱重。也可在此時更換測試流體。基本按照ASTMF2025-00進行質量損失評估。在整個質量損失測量中監控溼度和溫度，沒有影響質量損失評估的可察覺的變化。在當前研究中還應用了無加載浸泡調節，以將PEEK樣品引起的任何流體吸收造成的重量變化考慮在內。發現這樣的重量變化可以忽略。測試結果顯示了在10.35兆次循環時平均總質量損失為2.79±0.14mg。相應的平均磨損率為每兆次循環0.28士0.07mg。這對應於在10.35兆次循環時平均總質量損失為2.13士0.11mm3，以及平均磨損率為每兆次循環0.21±0.05mm3。磨損率在整個測試過程中相對恆定，不過在達約4兆次循環的階段中磨損稍大。磨損率和質量損失與椎間盤成形系統文獻中的其他公開值相當或更優越。其還比傳統的髖關節(3MradY輻射)磨損率低得多，並且與使用28mm頭部尺寸的當前交聯(5-10Mrady輻射)UHMWPE體內和體外髖關節磨損率相當。該磨損率還優於傳統的UHMWPE體外膝關節磨損率。測試樣品承載面的光顯微鏡檢査結果顯示出磨損型態沿活動連接方向。在早期活動連接期間，出現宏觀粘著磨損機理。該宏觀粘著磨損機理通常限制在部件上的任何機加工痕跡都被磨掉的磨合期中。這主要限制在上下植入物殼體的前後承載區域，並由活動連接表面的犁溝和微切口構成。凹入和凸出活動連接表面特徵的側部經歷短暫的宏觀粘著磨損期，之後進入微觀粘著磨損時期。該微觀磨損型態類似於活動連接面的在初始磨合期之後，沒有觀察到磨損機理中有可察覺的變化。例如，一個典型樣品的頂部件的凹入活動連接表面的磨損型態分別在2.6兆次循環和10.3兆次循環時的對比揭示出磨損機理未出現可察覺到的變化。相同樣品的下部件的凸出活動連接表面的磨損型態在2.6兆次循環和10.3兆次循環時的對比也顯示出磨損機理沒有可察覺到的變化。測試B:側向彎曲為了能對其磨損和機械耐用性進行更全面的評估，在屈伸磨損的最初10.35兆次循環之後，使測試A的裝置在仿真器腔室中側向移動90°來模擬另外10.12兆次循環的側向彎曲曲線。測試形式包括在壓縮頻率為4Hz，旋轉頻率為2Hz，動態軸向壓縮為225-1024N時運動範圍為土7.5。的側向彎曲。在下面的曲線圖中繪出了運動曲線和加載曲線。對六個樣品的側向彎曲的6.1兆次循環進行測試。此時由於機器故障損失了兩個樣品。因此，對四個樣品的側向彎曲的10.12兆次循環進行測試。當前研究中也應用非加載浸泡調節以將測試樣品引起的任何流體吸收考慮在內。曲線圖h測試B的運動曲線和加載曲線側向彎曲測試結果顯示初始磨合期達0.63兆次循環，相關的磨損率為每兆次循環0.90士0.41mg。在該磨合期之後直至6.11兆次循環，磨損率調節到每兆次循環0.27士0.09mg。這對應於在6.11兆次循環時總平均質量損失為1.03士0.28mm3，平均磨損率為每兆次循環0.21土0.07mm3。在6.11兆次循環時，六個樣品顯示出平均質量損失為1.98土0.36mg。對於四個剩餘樣品，從6.11兆次循環到10.12兆次循環的平均總質量損失為0.96土0.22mg。平均磨損率為每兆次循環0.25土0.11mg。這對應於平均質量損失為0.74士0.17mm3，平均磨損率為每兆次循環0.19士0.09mm3。屈伸測試和側向彎曲測試在20.47兆次循環時總質量損失為5.54mg或4.29mm3。該研究結果表明人工髓核裝置的磨損率對沿活動連接方向的變化不敏感，這由測試A和測試B的幾乎一致的磨損率證實。這些磨損率仍與用於承重關節成形系統的文獻中其他已知公開值相當或更優越。樣品的光顯微鏡檢查表明出現相同的粘著磨損機理，但是其沿活動連接方向並且垂直於由在測試A中進行的初始屈伸曲線產生的先前磨損1200900——角度n負載(N)3000々!97l￡)s型態。活動連接早期階段中的主要機理表現為宏觀犁溝模式。這尤其是在上部件和下部件的活動連接表面的中心方位上會注意到。活動連接表面特徵的側向部分在前面的屈伸測試過程中已經經歷微觀粘著磨損模式(拋光)，並且沒有經歷在上下活動連接表面的中心方位上看到的宏觀犁溝模式。由初始測試逐漸造成的初始磨損型態被磨掉，導致表面變得更加光滑。總之，隨著測試的進行，表面逐漸出現更加磨光的外觀。整個測試過程中，磨損機理沒有出現可覺察到的變化。該進一步測試表明，公開的髓核裝置的PEEK承載表面對於獨立的雙軸向運動不敏感，並且提供與有公開的磨損模擬數據和/或公開的臨床使用數據的其他椎間盤、髖關節和膝關節成形裝置相當或更優越的磨損率。裝置保持全部功能而無大的變形、脫層或斷裂。測試C:恆定頻率下的多向耦合運動根據全椎間盤置換測試的ISO標準18192-1對圖1-18的實施方式中描述的髓核植入物進行多向測試。這包括在相同頻率下耦合在一起的屈伸、側向彎曲和軸向旋轉的所有生理運動。評估六個髓核置換植入物樣本量。這些樣本類似於測試A和B中評價的樣本，並且代表可用於臨床設置的髓核置換植入物。將兩組六個髓核置換物在測試潤滑液中預浸泡約28周。這六個中的第二組用作測試中的重量調節以補償水分吸收。測試樣品的重量顯示出大部分不受水分吸收的影響。利用六站式脊柱磨損仿真器(EndoLabGmbH，Rosenheim,Gemany)。該設備應用三種旋轉，即屈伸旋轉、側向彎曲和內外旋轉，同時向每個站和樣本垂直加載。旋轉自由度(DOF)被機械連接；每一個軸由單獨的液壓致動器通過槓桿臂驅動。通過液壓耦合致動器將相同的垂直載荷施加到每一個站。每一個DOF以閉環控制。用於將植入物部件保持在每一個仿真器腔室中的樣品卡具與測試A和B中使用的相似。仿真器的每一個腔室盛裝100ml測試潤滑劑。測試潤滑劑由與牛血清混合而使最終蛋白含量為20g/l的相同磷酸鹽緩衝液和EDTA構成。室溫控制在37士1。C。測試環境視為生理環境。測試參數包括+6/-3°的屈伸以及±2°側向彎曲和軸向旋轉。側向彎曲與屈伸的相差為90°，軸向旋轉與側向彎曲的相差為180°。峰值壓縮發生在峰值屈伸處。旋轉頻率為2Hz。使用225-1024N的動態壓縮載荷。更改ISO18192-1中的垂直載荷分布量級以考慮人工髓核和體內盤環纖維之間的載荷分享特性。輸入參數歸納在表2中，並且進一步在下面的曲線圖中繪出。表2:測試C的運動曲線和加載曲線tableseeoriginaldocumentpage49曲線圖2:測試C的運動曲線和加載曲線imageseeoriginaldocumentpage49圖3:仿真器輸入曲線每500,000次循環停止測試，清洗所有部件，並且將樣品稱重。此時也更換測試流體。然後重新開始下一個500K次循環的測試。總測試進行10兆次循環。直到約l.O兆次循環，在所有樣品上都觀察到磨合行為。隨後，所有部件都發展到產生恆定磨損。上下部件的平均磨損率都是每兆次循環0.51士0.04mg。未加載浸泡樣本在IO.O兆次循環中沒有出現重量變化傾向，這表明加載樣本的重量不受測試潤滑劑吸收的影響。表面照相檢測顯示拋光為主要磨損型態。測試之前，與製造相關的機加工痕跡清晰可見。在第一個500k次循環之後，這些痕跡被部分拋光掉，並且從2.5兆次循環開始，接觸區域表面上的痕跡被全部拋光。而且，觀察到橢圓形刮痕的情況，這表明具有將運動型態印製在表面上的俘獲顆粒。該測試結果顯示出磨損率近似為測試A和B中測量到的屈伸和側向彎曲兩個基本運動的磨損率之和。結合測試A和測試B中測量到的相似磨損率，這暗示著該測試中磨損率的增大更確切地為行進距離的函數，而不是耦合多向運動的作用。該測試中耦合多向運動的測量磨損率仍與在類似或較不嚴格條件下經歷磨損測試的其他椎間盤成形裝置相似或更適宜。測試D:頻率改變的多向耦合運動利用測試C的原則進行進一步模擬評價，但是每一個自由度的頻率不匹配。樣本量為與測試A-C中所評價的相同的六個髓核植入物樣品。與ISO18192-1中規定並在測試C中使用的周期性正弦運動和載荷不同，該新測試包括用於每一個自由度的不同頻率，並且因而包括不重複的載荷矢量路徑。因而，控制器的輸入曲線均具有不同頻率。通常，不匹配的頻率確保不施加重複的運動型態。載荷矢量在整個接觸區域上移動，從而輸入曲線用作關於橫向剪切運動的最壞病例情形。也更改ISO18192-1中的垂直載荷分布量級以考慮人工髓核和體內盤環纖維之間的載荷分享特性。輸入參數歸納在表3中，並且進一步在下面的曲線圖中繪出。表3:測試D的運動曲線和加載曲線tableseeoriginaldocumentpage50曲線圖2:測試D的運動曲線和加載曲線圖3:仿真器輸入曲線除了輸入曲線之外測試原則與測試C的相同。本研究不包括加載或非加載浸泡調節樣品，因為測試C已表明與由於磨損造成的質量損失相比吸收的流體重量可忽略。樣品經歷IO兆次循環的屈伸運動。由於頻率較高，這導致約14.2兆次循環的動態壓縮加載。直到約1.0兆次循環，在所有樣品上都觀察到磨損行為。隨後，對於上下部件來說，所有部件都發展到平均每兆次循環0.59士0.01mg的恆定磨損率，對應於每兆次循環0.45士0.01mi^的磨損率。表面照相檢測揭示拋光為主要磨損型態。該磨損率約為測試A和B中觀察到的非耦合運動的磨損率的兩倍，並且稍大於測試C的具有匹配頻率的耦合運動的磨損率。該磨損率仍類似於不太極端的加載和運動學測試所報導的其他低磨損材料組合(例如金屬對金屬)的磨損率。該磨損率仍基本上比傳統的UHMWPE對金屬的全椎間盤置換裝置的磨損率低不止一個量級。在與這裡所述的測試類似的包括橫向剪切運動的磨損測試中，具有CoCr合金對UHMWPE承載表面的植入物據報導磨損率為每兆次循環17.46士1.0mm3和每兆次循環20.37士1.22mm3，或者說比本文的具有PEEK對PEEK承載表面317a和319a的植入物300高39倍和45倍。儘管本文的植入物300已顯示出就其磨損率而言對橫向剪切動作基本上不敏感，但是與採用與上述測試D類似的頻率變化橫向剪切運動軌跡相比，在曲線或單向運動軌跡或者具有有限橫向剪切力的運動軌跡下進行評價時，據報告CoCr合金和UHMWPE承載對的相應磨損率增加351倍和1033倍。測試E:軸向靜態壓縮強度和軸向動態疲勞評價根據圖1-16的實施方式製成的六個髓核置換植入物樣品也用於軸向靜態和動態疲勞強度特性測試。當如圖2中所示植入物300處於中立位置時，在相應外表面320和322之間測得的上下部件裝配起來的樣品高度約為8.0mm。測試的樣品代表所有當前設計的最小真實接觸應力面積。測試六個樣品的樣本量的軸向靜態和動態疲勞特性。該測試中所用的樣本利用最小用量29.3kGy和最大用量37.3kGy的y輻射進行消毒。在測試之前利用光顯微鏡對活動連接表面進行視覺檢查以證實表面完整。進行測試的測試設備包括具有15kN軸向壓力傳感器的MTS伺服液壓系統#1。利用兩個150-2911-14UNS轉接器將植入物連接到每--個MTS伺服液壓系統。使用數據採集軟體(MTS793作業系統V3.4BTestWork4SHV4.08A)來採集靜態測試的載荷(N)、位移(mm)、峰值載荷下的拉伸(mm)、峰值載荷(N)、硬度(N/mm)、條件屈服載荷(2%)。樣品放置在各自卡具的中心，並且經受軸向載荷，致使以2.0mm/min以下的斜率位移，直至斷裂或永久變形。該測試在外界條件下進行。結果顯示出條件屈服時軸向靜態載荷在從10102N到11099N的範圍內，平均值為10427N。條件屈服時平均位移為0.627mm。峰值軸向壓縮載荷在從13978N到14026N的範圍內，平均峰值載荷為14001N。這些結果歸納在下表中。表4:軸向靜態壓縮載荷到失效tableseeoriginaldocumentpage52tableseeoriginaldocumentpage53用於動態疲勞測試的測試設備包括具有15kN軸向載荷傳感器的MTS伺服液壓系統W或#2。另外六個樣品以軸向動態疲勞模式測試。疲勞載荷以頻率為10Hz的正弦波形施加。使用相同的軟體採集動態疲勞測試的載荷(N)、位移(mm)和周期。兩個樣品在8342N的峰值壓縮載荷下實現了10兆次循環而沒有失效。另兩個樣品在9384N的峰值壓縮載荷下實現了10兆次循環而沒有失效。這些載荷分別代表平均條件屈服壓縮載荷的80%和90%。最後兩個樣品在10427N下測試，10427N代表在靜態壓縮載荷測試中確定的條件屈服下的平均軸向壓縮載荷。一個樣品實現了IO兆次循環而沒有失效。另一個由於上殼體314在包括其凹入承載表面317a的薄壁部分317處的過度彈性變形而立即失效。使用包括薄壁部分317的相應厚度在內高度為9.0mm的樣品在1Hz和10Hz的交變頻率下進行其他測試，這些測試證明疲勞性能沒有受到載荷頻率或薄壁部分317的厚度的顯著影響。因而，該結果同樣可適用於約lHz範圍內的生理載荷頻率。所有這些都在外界條件下進行。據報導，當分別對年齡和椎間盤退化進行歸一化時，人類椎骨可能由於達約3995N的循環載荷而在從小到200次循環到最大1.25兆次循環中發生壓縮斷裂，並且椎骨的疲勞強度可能分布在從600N至卜950N的範圍內。這些軸向靜態壓縮測試的結果顯示出，包括形成上殼體314和下殼體312的PEEK材料、具有薄的外端板部分以及用於與薄壁凸起承載部分317配合的中心圓頂形承載部分319的上述髓核植入物300可經受住遠超過人類椎體或端板的靜態疲勞強度的靜態載荷。動態軸向疲勞測試結果顯示，所述裝置還具有用作髓核置換物的良好動態疲勞強度。沒有樣品在10，427N的平均靜態條件屈服載荷的80%(8342N)和90%(9384N)下失效。在平均靜態條件屈服載荷為10,427N的動態測試中，兩個樣品中的一個經受IO兆次循環而沒有失效。該加載遠超過所述裝置要經受的預期生理載荷。其也大大超過通常椎體置換(VBR)裝置或融合器一般接受的在3,000N壓縮載荷下5兆次循環的動態疲勞強度性能要求。因此，所述裝置可有利地由PEEK材料形成而沒有在體內靜態軸向壓縮或動態軸向壓縮中失效的風險。因而，根據圖1-18的實施方式的人工髓核裝置機械強度和磨損性能的評價證實所有聚合物PEEK對PEEK材料活動連接承重關節置換物的耐久性。10兆次循環屈伸緊接著10兆次循環側向彎曲的反覆測試顯示出由PEEK形成的兩部件式活動連接髓核植入物中實際上恆定的較低磨損率。耦合多向測試揭示了磨損率增加相對較小，磨損率增加可能是由於與往復運動相對的行進距離的增加而引起的。頻率變化的多向磨損測試導致與先前的恆定頻率多向磨損測試相比近似一致的磨合期，且磨損率增加相對較小。這裡匯報的研究還證實了具有由PEEK材料形成的主要結構部件和承載面的其他活動連接整形外科承重裝置的耐久性。如以上所討論的，已經表明金屬對金屬承載對在椎間盤成形裝置和其他例如髖關節和膝關節置換物等承重關節應用中提供非常好的耐磨性和機械強度。這些適宜的強度和磨損性能導致儘管具有與金屬相關的例如應力遮擋、潛在金屬離子中毒和妨礙組織成像等其他缺點，仍在這類裝置中繼續使用金屬部件。意外的是，已經發現當在相對極端的條件下測試時，這裡所述的PEEK對PEEK髓核植入物非常耐用，磨損率與用於髓核和全椎間盤置換的金屬對金屬裝置的磨損率相似。該磨損率還有利地與例如承重應用中UHMWPE對金屬的其他公認椎間盤對的磨損率相當。還發現，由PEEK材料形成的承載面在生理耦合運動下應變硬化最小，應變硬化是一種已證明對UHMWPE有害而最終導致使用其他材料組合併需要如通過交聯進一步處理的現象。這裡公幵的PEEK對PEEK髓核置換物的性能，相對於用於例如金屬對金屬和聚合物對金屬等椎間盤成形裝置的其他已知承載對來說，還證實了該承載對對於也已經利用這些另選對的其他活動連接整形外科承重關節成形裝置的耐久性。以上段落中描述的很多優點也適用於例如髖關節、膝關節、踝關節或關節突關節的置換。人工膝關節通常包括股骨部件、塑性活動連接部件和金屬基板。膝關節下面的脛骨平臺由金屬基板置換，塑性活動連接部件附連到金屬基板。通常由金屬製成的股骨部件覆蓋或置換股骨遠端處的股骨髁部，並且接合塑性活動連接部件，塑性活動連接部件構造成可樞轉地容納股骨部件。改進的人工膝關節可包括PEEK材料股骨部件，其直接活動連接在PEEK材料活動連接表面上，其中PEEK材料活動連接表面與基板分離，或者這些部件整合為既用作活動連接表面又用作基板的PEEK部件。類似地，股骨植入部分可由PEEK材料或簡單地由外PEEK材料層構造。例如，股骨植入物可由鈦合金或不鏽鋼之類的生物相容金屬構成，在面向相對PEEK表面的金屬部分上具有PEEK層。這種情況下，所述金屬部分優選包括鈦噴塗物或羥基磷灰石之類的其他塗層的骨傳導表面，以輔助將植入物固定到骨。可選地，股骨植入物的全部金屬部分可由PEEK包圍。為進行順暢的低摩擦運動而對活動連接表面進行機加工，但是製備骨面對表面以通過骨傳導表面粘接到骨上。也可提供包括PEEK材料的人工膝蓋(膝蓋骨)，使得三個活動連接部件(股骨杯、脛骨部件、膝蓋骨)都具有PEEK材料活動連接表面。圖28中顯示了改進的膝關節成形植入物的實施例，該植入物包括由PEEK材料構成的股骨端蓋605和由可以與用於形成股骨端蓋605的PEEK材料相同或不同類型的PEEK材料構成的脛骨板部件610。為了準備脛骨來容納端蓋假體，對股骨髁部進行剃、銼或切開而去除足夠的骨，以構造用於與PEEK材料的股骨端蓋接合的股骨遠端。股骨端蓋可配備有從蓋605的接合表面607延伸的表面突出部，以將該蓋安裝到股骨601的遠端。例如，釘、細長龍骨、齒或脊狀物可設置在接合表面上，或與端蓋一體形成或安裝到端蓋上，以夾持股骨的備制表面。端蓋也可包括開口或通孔來容納例如可用於將股骨蓋固定到股骨的銷或螺釘等固定裝置。另外，或另選地，生物相容骨水泥或粘接劑可用於將股骨蓋安裝到股骨的備制表面。可進一步添加骨傳導多孔塗層來輔助端蓋隨時間流逝而結合到股骨。圖28還示出由PEEK材料構成的單件式脛骨板610。脛骨板部件的上活動連接表面構造成可樞轉地容納股骨端蓋的髁部，如圖30中最佳示出。為此，人工脛骨板的上表面包含兩個相鄰的凹坑611和612，它們形成股骨端蓋605的座。脛骨板的下表面613具有從其延伸的錨定部件630，用於將脛骨板固定到脛骨602的近端，可剃或銼脛骨602的近端使得板部件平齊安放在脛骨的近端。錨定部件630可與脛骨板一體形成或附連到其上，並且可包括的一個或多個釘、齒、螺紋、細長龍骨或翅片、螺釘狀突出部和/或其他有助於將脛骨板固定到脛骨的表面特徵件。在另選方式中，脛骨板可通過穿過脛骨板部件中的孔安裝到骨上的螺釘，通過藉助螺釘或銷安裝到脛骨板部件和脛骨的板或任何其他已知固定方法，固定到脛骨602。另外，可使用骨水泥、粘接劑和生物製劑幫助將脛骨板部件固定到相鄰的骨，並且可向板部件的下表面施加骨傳導多孔塗層以將板部件融合到骨。圖29中示出了另一種膝關節成形形式，其在很多方面與圖31中所示的植入物系統相似。因此，僅詳細描述兩種植入物之間的差別。圖29中所示的植入物形式包括由PEEK材料製成的股骨端蓋615和兩部件式脛骨板620。示出的股骨端蓋615含有用於接合脛骨601的骨骼的釘617，和用於容納待安裝到股骨上的螺釘的孔618。釘617可以形成為股骨端蓋615的一體部分，或可單獨形成並固定到接合表面619。螺釘可由PEEK材料或生物相容金屬形成。脛骨板620的下部可由生物相容金屬或PEEK材料構成，並且脛骨板的上部645為由PEEK材料構成的活動連接部件，用於與股骨端蓋的PEEK材料活動連接。板上部645的上活動連接表面647通過兩個相鄰凹坑形成座648，用於可樞轉地容納股骨端蓋615的髁部616。板上部645的下表面649含有從其懸垂的細長凸緣646，用於接合板下部635。板下部635可由PEEK材料或生物相容金屬形成。板下部635的上表面637包含槽636或軌道，用於容納板上部645的凸緣646，以將這兩部分彼此固定。槽636可設置有在板上下部對準時與板上部的凸緣抵接的硬止動部或閉合端。可在所述凸緣和/或槽上設置棘爪，以將凸緣固定在槽中，從而以配合關係保持板上下部。板下部的下表面638具有以鋸齒狀或倒鉤狀釘的形式從該下表面突出的固定部件650，這些固定部件650可相對容易地插入骨中但是防止移除。應意識到，也可使用將板部件固定到脛骨的其他方法。另外，也可在所述釘上施加塗層，以促進骨骼在下板部件和脛骨之間生長和/或融合。同樣，人工膝關節的部件可全部由PEEK或其他醚酮族聚合物構成。可選地，脛骨活動連接面和/或股骨蓋可以是安裝、粘結或與生物相容金屬基板配合的PEEK或另一種醚酮聚合物。金屬基板部分可部分或全部包圍在PEEK或該族的其他醚酮中。可以以另一種形式提供在PEEK活動連接表面上具有PEEK的改進髖關節成形植入物。典型的人工髖關節包括杆部、股骨頭、聚乙烯內襯和髖臼杯。改進的人工髖關節可包括至少PEEK材料的股骨頭和PEEK材料的內襯。圖31中顯示了這樣的基本髖關節假體，包括杆部701、形成人工股骨頭705的球部件、用於容納所述球部件的杯形內襯715，和用於容納所述內襯的髖臼杯720。髖臼杯720錨固在骨盆骨骼中，以提供股骨頭可在其中活動連接的承窩。為了將髖臼杯固定到骨盆骨骼，髖臼杯720的外部725可裝配有一個或多個固定裝置，例如釘、齒、螺紋、龍骨、孔、螺釘狀突出部；用於容納固定裝置的裝置，例如用於容納螺釘或銷的通孔；和/或輔助將髖臼杯在骨盆骨骼中保持在適當位置的其他表面特徵件。也可使用用於將髖臼杯720固定到骨骼的其他手段，可單獨使用或與前述裝置結合使用，這些手段例如為促進骨生長和/或提供允許骨長入和骨結合的多孔表面的羥基磷灰石(HA)、磷酸三鈣(TCP)和其他化學製劑的骨傳導多孔塗層；膠結劑；各種生物製劑及其組合。髖臼杯720包含凹部727，其大於股骨頭705，並且優選形成凹入的部分球形的腔。髖臼杯720可由生物相容金屬或PEEK材料形成，並且應具有足以承載股骨和骨盆之間的載荷的強度。內襯715為杯狀部件，其具有與髖臼杯720的內腔727互補的外表面716和與股骨頭705互補的內腔717。內襯715的尺寸和構造設定為覆蓋髖臼杯720中的凹入凹部的內表面，以提供用於股骨頭705的活動連接面。為了適當承載髖關節上的體重並避免斷裂，內襯715的外表面716應在位於髖臼杯720中時與髖臼杯720的內腔727的表面平齊。內襯715可以形成為髖臼杯720內的塗層，或可以形成為可壓配合、卡扣配合、膠結或以其他方式容納並保持在髖臼的內凹部中的單獨部件。內襯715應由與形成股骨頭705的材料進行活動連接時提供期望磨損特性的材料製成，並且優選由PEEK材料構造。內襯715的內腔717應拋光來形成與股骨頭互補的光滑凹入活動連接表面。如果髖臼杯720由PEEK形成，則可省掉內襯715，並且髖臼杯腔727的尺寸和構造設定為直接容納股骨頭705。股骨頭705形成為球形或部分球形部件，用於在髖臼杯720和/或內襯715中光滑旋轉和樞轉，並且優選由PEEK材料製成。股骨頭通過頸部704連接到杆部。頸部704可插入股骨頭705中的盲孔內，以使股骨頭自由座置在頸部704上。股骨頭705在該情形下可在頸部704上旋轉和滑行。可選地，頸部704可例如通過壓配合到股骨頭的孔中而附連至股骨頭705。也可使用其他手段將股骨頭705固定到頸部704。作為另一個可選方式，頸部704和股骨頭705可以一體形成為單個部件。頸部704將股骨頭705連接到杆體703，杆體703支撐並且定位股骨頭。杆體703連接到股骨的近端，並且配備有細長錨定部分702，錨定部分702沿長度方向延伸到股骨中以將杆體固定到股骨。錨定部分可壓配到股骨中或通過膠結化合物固定其中。也可使用其他手段將杆部固定到股骨骨骼，可單獨使用或與前述手段結合使用，這些手段例如促進骨生長和/或提供允許骨長入和骨結合的多孔表面的羥基磷灰石(HA)、磷酸三f丐(TCP)和其他化學製劑的骨傳導多孔塗層；各種生物製劑及其組合。如前面所述，內襯715可以由PEEK材料製成，並且髖臼杯可以由PEEK材料或生物相容金屬製成。金屬髖臼杯720可以可選地由PEEK材料塗覆，或完全封裝在PEEK材料中並具有面向骨骼的骨傳導表面。髖臼杯和內襯也可整合為單個部件並由PEEK材料形成。同樣，杆部701和股骨頭705也可整合為由PEEK形成的單個部件。可選地，杆部701、頸部704和錨定件702可保持為一個或多個單獨部件，但是由金屬或PEEK材料製成，並且構造成與PEEK股骨頭部件705附連。作為又一個可選方式，PEEK股骨頭705可與生物相容金屬杆部701和頸部704構成的部件結合使用。可選地，杆部701和/或頸部704可以是僅在活動連接表面上或活動連接的骨面對表面上塗覆PEEK的部件，所述骨面對表面具有例如羥基羥基磷灰石塗層的骨傳導面。作為又一個可選方式，股骨頭705可以是生物相容金屬部件，具有光滑的PEEK塗層或與頸部和髖臼植入物光滑地活動連接的層。在所有情況下，活動連接表面為PEEK材料活動連接在另一個PEEK材料的組合。雖然優選這些塑性部件基本上由PEEK構成，但是可設想在任一種活動連接表面組合中使用醚酮族中的任一塑料，例如PEK。這些植入物的骨整合受益於本文任一處描述的備制骨傳導面或塗層。當植入時，將杆部701布置在股骨的近端，並將股骨頭保持在用於容納在內襯715(如果有的話)和固定到骨盆骨骼中的髖臼杯720的角度。在該關節中，在股骨頭705的上表面706和髖臼杯720中的腔727的上表面728之間的界面處承載體重，如圖29和30中所示。在圖29中所示的實施方式中，股骨頭705和內襯715由PEEK材料構成，用於相互面對地活動連接。股骨頭安裝到杆體的頸部704，頸部704裝配到股骨頭中的盲孔750中。在所顯示的裝置中，髖臼杯720利用穿過髖臼杯720中的開口724擰入骨骼中的骨螺釘765安裝到骨盆骨骼780中。骨螺釘和髖臼杯可由PEEK材料或生物相容金屬構成。PEEK材料內襯由棘爪保持在外部髖臼杯內，所述棘爪使內襯彈鎖到髖臼杯中。但是如前面提到的，可使用其他方法將髖臼杯固定到骨盆骨骼，並將內襯固定到髖臼杯。PEEK材料內襯覆蓋骨螺釘的頭部和髖臼杯中的開口，從而提供髖臼杯腔內的光滑凹入活動連接面，並且還防止骨螺釘倒旋。在另一種形式中，如圖33中所示，股骨頭705和包括頸部704和杆體在內的杆部701由PEEK材料構成，構造成活動連接在單件式髖臼杯720a內的股骨頭705也由PEEK材料構成。在圖33中示出的植入物中，髖臼杯720a利用一系列形成在外表面上的釘723和由例如羥基磷灰石或磷酸三鈣等骨傳導材料構成的多孔塗層740固定到骨盆骨骼780。通過形成PEEK材料製成的髖臼杯720a，不必需單獨的內襯(不過如有需要可使用內襯)，並因此髖臼杯720a中的腔727a的內表面729a包含尺寸設定為直接容納股骨頭的凹入球形表面。圖34-37示出踝關節植入物801形式的其他改進關節成形裝置。如圖34中最佳所示，示出的裝置用於插入脛距關節內，在脛骨802的遠端和踝骨803的上表面之間，但是為維持一定程度的踝關節運動其他定位也是可能的。活動連接關節810設置在所述裝置的上部件820和下部件840之間。所述關節包括至少一個圓柱形、球形或其他彎曲表面，用於與另一個表面活動連接。在圖34-37所示的實施方式中，上部件820包含具有凹入構造的下表面822，而下部件840包含用於與上部件820的凹入表面822活動連接的上凸出表面842。當然，植入物可構造成使下部件840包含凹入表面，而上部件820包含凸出表面。如果需要，可選擇凸出/凹入表面的曲率和外形以允許沿第一方向比沿第二方向運動更大，從而更接近地模仿踝關節的自然運動。脛骨802的遠端和踝骨803的上表面可剃掉或切掉，以提供分別用於安裝上活動連接部件S20和下活動連接部件840的互補表面，如圖34中所示。可提供釘或其他錨定元件來將活動連接部件固定到骨。釘或其他錨定元件可作為植入物的一體部件而由PEEK材料形成，可由附連到植入物的PEEK材料或生物相容金屬製成，或者可由模製到PEEK材料植入物主體中的生物相容金屬製成。例如，上活動連接部件820可在其上表面821包含齒827和/或釘828，用於固定到脛骨802，如圖35中所示。在一種形式中，可設置一系列傾斜的齒827來防止上部件820沿脛骨端面804的平面運動。上部件820還可設置有一個或多個與上表面821平行或者至少不與其正交的固定元件例如釘828，以防止上部件820離開脛骨802垂直運動。在圖35所示的植入物中，上部件820的上接合表面821上的齒827傾斜，使得在植入過程中這些齒可沿方向X相對容易地運動，但是不能向後運動。另外，上部件820包含其上具有一個或多個釘狀突出部828的後板825。後板825提供在植入過程中限制沿方向X運動的硬止動。由於齒827防止離開方向X的運動，而後板825通過抵靠脛骨802的側表面806防止進一步沿方向X運動，因此齒827和後板825的組合協作來完全防止植入後沿脛骨端804的平面運動。通過延伸穿過骨的側表面806的釘狀突出部828防止側向運動和垂直於脛骨端平面的運動。這樣的結構有利地允許具有相關固定元件的全部上活動連接部件820由單件PEEK型材料製造成單一體。可選地，如圖37中所示，活動連接部件可構造成容納單獨的固定部件870和875以固定到骨。如示出的實施方式中所示，上活動連接部件的後板包含用於容納骨螺釘870的孔871，骨螺釘870用於將後板865固定到脛骨。上活動連接部件860還包含釘868，釘868進一步阻止運動，並相對於脛骨穩定上部件860。為了將上部件附連到脛骨，首先將釘868軸向向上驅動到脛骨的下表面，然後將骨螺釘870插入穿過後板865中的孔871進入骨中。骨螺釘875也可設置成固定下活動連接部件880，例如使螺釘插入穿過形成在下部件880的側面上的軸環889。返回去參照圖36，下活動連接部件840具有與上部件820的下活動連接表面822互補並形成凸出圓柱形表面的上活動連接表面842。可以另選地設置球形或其他形式的彎曲表面。下活動連接部件840的相對下表面843形成可設置有固定元件844的接合表面，以將下部件840固定到踝骨的上表面。這些固定元件可以設置成可向下驅入踝骨表面中的釘或其他突起的形式，但是也可構想其他固定元件，例如齒、螺紋、細長龍骨、螺釘狀突出部、用於容納固定裝置的裝置(例如用於容納螺釘或銷的通孔)等等。也可使用用於將下部件固定到踝骨骨骼的其他手段，例如羥基磷灰石(HA)、磷酸三鈣(TCP)和促進骨生長和/或提供允許骨長入和骨結合的多孔表面的其他化學製劑的骨傳導塗層；骨水泥；粘接劑；各種生物製劑及其組合。上部件活動連接面822和下部件活動連接面842應拋光，以提供彼此面對的光滑滑移運動，由於磨損形成的顆粒最少。兩個活動連接表面都可由PEEK材料製成。每一個活動連接部件可全部由PEEK型材料製成，以形成兩個單元式活動連接體，但是一個或兩個部件也可部分由塗覆PEEK材料或至少局部封裝在PEEK材料中的生物相容金屬形成，或者可以形成為基板，以利用構造成接收內襯形式的PEEK活動連接表面的表面固定到脛骨或踝骨。例如，如圖37中所示，上活動連接部件860可包括上安裝板866，上安裝板866由金屬或PEEK材料形成並通過相應的凸緣891和槽892或其他已知連接裝置可移除地固定到第一PEEK活動連接部867。同樣，下活動連接部件880可包括下安裝板887，下安裝板887由金屬或PEEK材料製成並通過相應的凸緣893和槽894或其他己知連接裝置可移除地固定到第二PEEK活動連接部886。在另一種形式中，由兩個PEEK植入物形成人工關節突關節。圖38和39中示出的脊柱的天然關節突關節901和902為脊柱900的後側或背側的滑膜關節，其中，一塊椎骨903的下骨突起906或關節突相對於相鄰椎骨904的上骨突起907運動。當這些關節突由於斷裂或疾病必須更換時，優選植入置換物儘可能接近地模仿關節突關節的天然活動連接以允許脊柱的屈曲、拉伸和旋轉。在一方面中，如圖40所示，將活動連接部件920和930安裝至脊柱來置換一塊椎骨的上活動連接關節突907和相鄰的吻椎骨(rostralvertebra)903的下活動連接關節突906的切除部分。活動連接部件920和930構造成在脊柱的屈伸過程中相互滑動。例如，這些活動連接部件可形成一個凸出活動連接面921和一個凹入活動連接表面931，例如圖40和41中所示的下關節突部件920的槽狀結構和上關節突部件930的球形表面931。另選地，植入物可形成其他形狀，例如接近天然椎骨關節突的翅片。如果大部分關節必須去除，則可使用較大的板來置換大部分棘突、橫突和關節突，以保護脊柱。槽狀下部件920植入吻椎骨903的棘突下側，而球形上部件930植入尾椎骨904的上側，如圖41所示。如所示出的，活動連接面由PEEK材料形成，每一個活動連接面均具有成與其一體形成的螺釘杆922和932形式的錨定部件，以將活動連接件錨定到脊柱。錨定部件可以另選地包括用於使用或不使用骨水泥、粘接劑或生物製劑將部件固定到骨的釘或其他已知裝置。錨定部件可具有羥基磷灰石(HA)、磷酸三鈣(TCP)的骨傳導多孔塗層，也可使用促進骨生長和/或提供允許骨長入和骨結合的多孔表面的其他化學製劑，以輔助將部件固定到脊柱。而且，錨定部件922和932可形成由金屬或PEEK材料製成的單獨部件，以將PEEK活動連接部件920和930安裝到骨。凸出表面931和凹入表面921能夠在脊柱屈伸過程中相互滑動。如圖42中所示，當在拉伸過程中尾椎骨904關於吻椎骨903運動時，上活動連接部件930從第一位置930a沿下活動連接部件920滑動到第二位置930b。根據這裡的教導，包括PEEK活動連接面的其他形式的人工關節突關節也是可能的。在圖43-45中示出了另一個另選膝關節假體。功能和結構(包括材料)基本類似圖28-30中描述的。如圖43中所示，股骨蓋1005附連在股骨的連接表面1007處，並且操作成與脛骨託1010進行活動連接，脛骨託1010通過錨定元件固定到脛骨。股骨蓋1007和脛骨託1010可全部由PEEK材料形成，或可在活動連接表面處包含PEEK塗層。錨定元件1030可由PEEK形成，或可另選地包括模製到脛骨託部分1010中的生物相容金屬。如圖44和45中所示，脛骨託1010包含兩個活動連接凹部1011和1012,它們構造成用於容納股骨蓋1005在其中活動連接。圖46中顯示了另一個另選髖關節置換裝置，其包括用於將該裝置錨定到股骨中的細長錨定部分1102和構造成在髖臼杯1120中活動連接的頭部1105。髖臼杯1120由PEEK材料製成，不需要內襯。頭部1105由PEEK材料製成並由頸部1104連接到杆部1101。杆部1101和頭部1105在圖47中示出，該圖中沒有示出髖臼杯。該裝置以圖31和33的上述方式操作，與所述相可能有些變動。雖然本發明已經關於包括實施本發明的當前優選模式的具體實施例進行了描述，但是本領域技術人員將意識到，存在上述系統和技術存在多種變更和替換，它們落在所附權利要求闡述的本發明精神和範圍內。權利要求1.一種關節假體，該關節假體用於建立承重關節的第一骨和第二骨之間的活動連接，該關節假體包括第一承重部件，該第一承重部件具有適於接合所述第一骨的第一外表面和包括第一內承載面的內表面；第二承重部件，該第二承重部件具有適於接合所述第二骨的第二外表面和包括第二內承載面的內表面，所述第一和第二內承載面由聚醚醚酮型材料製成，並且構造成協作地相互接合，以在承重關節的生理運動和生理負載下提供低摩擦、低磨損和基本上無變形的界面。2.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由聚醚醚酮製成，並且形成聚醚醚酮對聚醚醚酮承載界面。3.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一內承載面由聚醚醚酮製成，所述第二內承載面由碳纖維增強聚醚醚酮形成，以形成聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。4.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由碳纖維增強聚醚醚酮製成，從而形成碳纖維增強聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。5.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上光滑以提高磨損性能。6.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上抵抗由於在承重關節的生理運動和生理負載下受到的耦合運動而引起的應變硬化和橫向剪切。7.根據權利要求l所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面的形狀基本上相配。8.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面的形狀基本上不相配。9.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一和第二承重部件均為除任何射線檢查標識以外全部由聚醚醚酮型材料製成的單元式部10.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一承重部件的第一外表面或所述第二承重部件的第二外表面中至少一個包括用於將該部件固定到相鄰的第一骨或第二骨的外表面特徵件。11.根據權利要求10所述的關節假體，其中，所述外表面特徵件為釘、龍骨、齒、突出部、凹槽或多孔塗層中的任一種。12.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述第一承重部件的第一外表面或所述第二承重部件的第二外表面中至少一個適於與相鄰的第一骨或第二骨活動連接。13.根據權利要求12所述的關節假體，其中，所述第一承重部件的第一外表面或所述第二承重部件的第二外表面中至少一個由聚醚醚酮型材料製成，並且包括基本上光滑的表面修整以在相鄰的第一骨或第二骨處提供低摩擦和低磨損承載界面。14.根據權利要求1所述的關節假體，其中，該關節假體包括椎間假體，所述第一承重部件包括其第一外表面適於接合第一椎體的第一人工端板，所述第二承重部件包括其第二外表面適於接合第二椎體的第二人工端板，所述第一和第二人工端板適於在所述第一和第二椎體之間保持適當的間距，並且所述第一和第二內承載面構造成協作地相互接合，以允許所述第一和第二椎體的生理運動和生理負載。15.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有彎曲構造，以允許所述第一和第二承重部件活動連接，從而許可椎體進行屈曲、拉伸、側向彎曲和軸向旋轉的相對運動。16.根據權利要求15所述的關節假體，其中，所述第一內承載面包括基本上凸出的表面，所述第二內承載面包括基本上凹入的表面。17.根據權利要求15所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面允許所述第一和第二承重部件進行至少一個自由度的基本平移運動。18.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上光滑，以提高磨損性能。19.根據權利要求18所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過120微英寸的平均表面粗糙度。20.根據權利要求19所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過60微英寸的平均表面粗糙度。21.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對聚醚醚酮承載界面。22.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一內承載面由聚醚醚酮形成，所述第二內承載面由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。23.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成碳纖維增強聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。24.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一和第二人工端板除任何射線檢測標識外全部由聚醚醚酮型材料製成。25.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一和第二人工端板協作形成人工全椎間盤裝置，用於置換脊椎間盤的盤環和髓核。26.根據權利要求25所述的關節假體，其中，所述第一人工端板的第一外表面和所述第二人工端板的第二外表面包括用於將所述人工端板固定到相鄰椎體的外表面特徵件。27.根據權利要求26所述的關節假體，其中，所述外表面特徵件適於將所述人工端板固定到相鄰椎體的椎骨端板。28.根據權利要求27所述的關節假體，其中，所述第一人工端板的第一外表面和所述第二人工端板的第二外表面成形為基本上與相鄰椎體的天然椎骨端板的表面外形匹配。29.根據權利要求26所述的關節假體，其中，所述外表面特徵件適於在去除椎骨端板之後將所述人工端板固定到相鄰椎體。30.根據權利要求14所述的關節假體，其中，所述第一和第二人工端板協作以形成用於置換脊椎間盤髓核的人工髓核裝置，並且尺寸設定為裝配在椎間盤的天然盤環中，並且由該盤環保持。31.根據權利要求30所述的關節假體，其中，所述第一人工端板的第一外表面和所述第二人工端板的第二外表面適於與相鄰椎體活動連接。32.根據權利要求30所述的關節假體，其中，所述第一人工端板的第一外表面和所述第二人工端板的第二外表面由聚醚醚酮型材料形成，並包括基本上光滑的外表面修整以在相鄰椎體處提供低摩擦和低磨損承載界面。33.根據權利要求1所述的關節假體，其中，該關節假體包括髖關節假體，所述第一承重部件包括髖臼杯，其第一外表面適於接合髖臼腔，並且其第一內承載面具有凹入形狀，所述第二承重部件包括股骨頭，其第二外表面適於接合近股骨，並且其第二內承載面為大致球形形狀，適於與所述髖臼杯的第一內承載面協作地接合，以允許髖關節的生理運動和生理負載。34.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述股骨頭包括用於插入近股骨的杆部，並且所述第二外表面包括所述杆部的外表面。35.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述股骨頭包括球部，並且所述第二內承載面包括所述球部的表面。36.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上為曲率半徑基本相同的球形。37.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上光滑，以提高磨損性能。38.根據權利要求37所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過20微英寸的平均表面粗糙度。39.根據權利要求38所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過60微英寸的平均表面粗糙度。40.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對聚醚醚酮承載界面。41.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述第一內承載面由聚醚醚酮形成，所述第二內承載面由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。42.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成碳纖維增強聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。43.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述髖臼杯整體由聚醚醚酮型材料形成。44.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述股骨頭整體由聚醚醚酮型材料形成。45.根據權利要求33所述的關節假體，其中，所述髖臼杯包括形成外殼體的非聚醚醚酮型材料和聚醚醚酮型材料內襯，該內襯提供該髖臼杯的第一內承載面。46.根據權利要求45所述的關節假體，其中，所述內襯適於關於所述外殼體活動連接。47.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述關節假體包括膝關節假體，所述第一承重部件包括具有適於與遠股骨接合的所述第一外表面的股骨頭和形成所述第一內承載面的一對髁部，所述第二承重部件包括脛骨託，所述脛骨託具有適於接合所述脛骨的第二外表面和所述第二內承載面，所述第二內承載面具有適於協作地接合所述股骨頭的髁部的第一內承載面的形狀，以允許膝關節的生理運動和負載。48.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述脛骨託的第二外表面包括一對凸出部分，用於接合所述股骨頭的所述一對髁部。49.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面基本上光滑，以提高磨損性能。50.根據權利要求49所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過120微英寸的平均表面粗糙度。51.根據權利要求50所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過60微英寸的平均表面粗糙度。52.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對聚醚醚酮承載界面。53.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述第一內承載面由聚醚醚酮形成，所述第二內承載面由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。54.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成碳纖維增強聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。55.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述股骨頭整體由聚醚醚酮型材料形成。56.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述脛骨託整體由聚醚醚酮型材料形成。57.根據權利要求47所述的關節假體，其中，所述脛骨託包括外襯和內襯，所述外襯為非聚醚醚酮型材料，所述內襯為聚醚醚酮型材料並提供其第一內承載面。58.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述關節假體包括適於布置在脛骨和踝骨之間的踝關節假體，所述第一承重部件包括適於接合脛骨的第一外表面，第二承重部件包括適於接合踝骨的第二外表面，所述第一和第二內承載面成形為以協作方式彼此接合，以在踝關節的生理運動和生理負載下提供低摩擦、低磨損和基本上無變形的界面。59.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載表面基本上光滑，以提高磨損性能。60.根據權利要求59所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過120微英寸的平均表面粗糙度。61.根據權利要求60所述的關節假體，其中，所述第一和第二內承載面具有不超過60微英寸的平均表面粗糙度。62.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對聚醚醚酮承載界面。63.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一內承載面由聚醚醚酮形成，所述第二內承載面由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。64.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一內承載面和第二內承載面均由碳纖維增強聚醚醚酮形成，從而形成碳纖維增強聚醚醚酮對碳纖維增強聚醚醚酮承載界面。65.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一承重部件整體為聚醚醚酮型材料。66.根據權利要求58所述的關節假體，其中，所述第一和第二承重部件整體為聚醚醚酮型材料。67.—種運動保留植入物，其尺寸設定為用於插入椎間空間內，該植入物包括一對聚合物活動連接部件；所述活動連接部件的由相同聚合材料製成的聚合物主體；以及所述聚合物活動連接部件的聚合物內承載面，這些承載面由相同聚合材料形成，並且構造成允許所述活動連接部件之間的相對運動，所述聚合物活動連接部件提供優化的耐磨性，並且避免由於在其聚合物承載面處的應變硬化造成的強度損失。68.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合物內承載面包括其中一個所述活動連接部件的凸出表面和另一個所述活動連接部件的凹入表面，所述另一個活動連接部件在其凹入表面處包括弧形薄壁部分。69.根據權利要求67所述的植入物，其中，當以頻率改變的加載和運動曲線進行仿真測試時，所述活動連接部件具有與耐磨金屬承載對相當的預定磨損率。70.根據權利要求69所述的植入物，其中，所述磨損率約為每兆次循環0.59mg。71.根據權利要求67所述的植入物，其中，當以頻率改變的加載和運動曲線進行仿真測試時，所述活動連接部件的預定磨損率比傳統的超高分子量聚乙烯對金屬承載對的磨損率約低一個數量級。72.根據權利要求71所述的植入物，其中，所述磨損率約為每兆次循環0.59mg。73.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合材料為聚醚醚酮，從而所述聚合物內承載面為聚醚醚酮對聚醚醚酮內承載面。74.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合材料為純聚醚醚酮材料，其在製造之後不需要為提供其強度而進一步處理。75.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合物活動連接部件包括高強度的狹窄預定部分，所述預定部分由聚合材料形成，並且構造成由插入工具接合來使所述部件前進到椎間空間內。76.根據權利要求75所述的植入物，其中，所述預定部分中的一個部分包括用於由所述插入工具的金屬臂夾持的柱。77.根據權利要求75所述的植入物，其中，所述預定部分中的一個部分包括基本上與所述聚合物活動連接部件之一的後端相鄰的弧形表面部分，用於由所述插入工具的金屬端頭接合。78.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合物活動連接部件包括聚合材料的聚合物外承載面，其構造成以非侵入方式支靠相應的相鄰椎體。79.根據權利要求67所述的植入物，其中，所述聚合物活動連接部件具有所述外承載面基本上彼此平行延伸的中間位置，和在所述中間位置所述外承載面之間的預定緊湊間距，所述間距在約5mm至約12mm之間。80.根據權利要求1所述的關節假體，其中，所述關節假體包括關節突假體，所述第一承重部件包括下部件，所述下部件具有安裝到第一椎骨的下活動連接關節突的第一彎曲承載面，所述第二承重部件包括上部件，所述上部件具有彎曲承載面，該彎曲承載面適於協作地接合第--彎曲表面並且安裝到第二椎骨的上活動連接關節突，以允許膝關節的生理運動和生理負載。全文摘要提供一種用於置換損壞或退化的承重關節的活動連接裝置。所述裝置可具有塗覆PEEK或類似材料或完全由PEEK或類似材料形成的相互活動連接的兩個或更多個表面，以改善磨損性能同時保持足以在承重範圍內操作的強度。文檔編號A61F2/44GK101534751SQ200780040650公開日2009年9月16日申請日期2007年9月17日優先權日2006年9月15日發明者提姆·布朗,鮑其濱申請人:先鋒外科技術公司