关节支撑和软骨下支撑系统发明背景
技术领域
本发明涉及医疗装置领域，更具体地涉及一种关节支撑和软骨下
支撑系统，该关节支撑和软骨下支撑系统用于在对人类或动物的处于
关节疾病的受损软骨下骨的治疗中提供结构支撑和缓冲支撑，所述关
节疾病例如骨关节炎、软骨缺陷和骨坏死等。
背景技术
在人类和动物关节中，单发性的关节软骨缺陷以及泛发性的软骨
疾病、关节病和关节炎分别具有某些手术治疗选择方案，这些选择方
案试图模拟或再造正常的骨骼和关节结构和/或试图减轻不适、不稳定
或疼痛的症状。单发性的疾病常会进展为泛发性的疾病或者关节炎，
该过程是持续的。泛发性的关节炎也可以在没有已知的在先单发性疾
病的情况下逐渐形成。关节炎可以表现为单间室疾病、双间室疾病或
三间室疾病。
单间室关节炎通常不太可通过用于较小的单发性关节缺陷的手术
选择方案来改善。随着晚期软骨病变和关节间隙变窄，通常会有增加
的轴向变形和不对准。手术选择方案包括骨切开术或单间室置换。用
于双间室或三间室关节炎的选择方案是组合手术或全膝关节置换。
先前通过各种置换或替换受损的软骨的方式来解决软骨疾病。微
创或磨损整形术是一种刺激暴露的骨骼以产生置换纤维软骨的方式，
但是产生的材料是劣于原有软骨的。骨软骨移植使用来自病人体或人
尸体的移植物替代患病软骨的栓和伴随的软骨下骨的栓。这对于小的
分立病变效果良好，但是不能有效解决较大的病变、双极疾病和弥漫
性疾病。软骨细胞移植则是获取病人的软骨细胞，使细胞生长，并将
细胞重新植入骨床，再使用骨膜片罩住细胞。前述每一种技术都对小
量病变、单极缺陷(即关节的一侧)和主要的股骨髁病变效果最好。
对于髌骨关节疾病和胫骨侧疾病的效果则不乐观。
治疗软骨疾病的另一种方法是使用骨切开术重组关节。这减轻了
过载的间室，将应力转移到疾病程度较轻的间室。该方法的成功之处
包括避免骨不连接以及其他的并发症，但要求长时期的无承重行为，
以及八到十二个月实现临床疗效。仅仅具有主要为单间室疾病的病人
是可能的治疗对象。骨切开术还使以后的关节置换变得复杂。
关节镜检查用于治疗由关节炎——即游离体、松散或磨损软骨、
半月板撕裂和滑膜炎——引起的其他疼痛成因。这些都是权宜措施。
软骨疾病的晚期需要执行全关节重构。这种类型的治疗会存在较
长的恢复时间和手术风险。由于全关节假体由金属和塑料制造，对磨
损部件的再置换手术比一期手术的复杂度更高，并且如果病人继续活
十年以上，则再植换手术是不可避免的。
人们对于关节炎的起因和演变了解的不多。通过目前的诊断技
术——例如MRI和骨闪烁扫描术，已经可以更多地说明疾病演变。尤
其是，软骨下骨在关节炎的初期和演变中起到重要作用。关节炎不仅
是软骨疾病，而且也是下方的软骨下骨疾病。迄今为止大部分的临床
研究都集中在软骨再生/置换，而没有集中在下方骨骼的健康。
常规地，软骨被视为无血管的，营养素的扩散发生在关节内。然
而研究已经证明，软骨下骨是软骨的血管和营养支撑源。随着年龄的
增长，来自软骨下骨的血管和结构支撑减少，使关节疾病得以发展。
即，骨骼不能随着不断增加的损坏的发色发生而充分自我修复，这开
始了进一步破坏的循环，由此干扰软骨血管供应和结构支撑。
随着软骨磨损的发生，软骨的主要功能——提供低摩擦支承表面
并将应力传递至下方骨骼——被削弱。骨骼在承受压应力时是最健康
的。来自关节的剪切应力通过软骨基板的结构被部分转换成压力和张
力，软骨和下方骨骼之间的层是波状的。再者，由于软骨与软骨的超
低摩擦表面(比冰与冰的摩擦系数低20倍)，剪切应力大部分被转换
成纵向。软骨下骨是关节应力的主要震动吸收者。通过小梁骨的拱形
网格结构，应力被传递至外皮层，并最终消失。软骨本身吸收非常少
的震动，这相对于其剪切厚度和机械特性是次重要的。
骨骼是最终的震动吸收者，骨折是力衰减的终点。已经示出小梁
微小骨折发生在推动力载重关节中的骨骼应力位置。每个关节都具有
生理包膜功能——当该包膜功能被超出时，损坏速度超过修复速度。
随着软骨疾病的发展，软骨下骨不太能够消除其承受的应力，即剪切
类型应力。软骨下骨试图愈合和重造的过程被视为关节炎过程——骨
赘形成、软骨下硬化、囊肿形成、软骨下MRI增强的改变和在骨闪烁
扫描上增加的信号。由这些变化引起的关节变形进一步增加了关节的
反作用力。软骨内稳态在结构的、血管的、神经的和营养的方面受到
影响。
目前的软骨手术的临床成功是有限的，因为其通常仅对股骨髁的
小的、单极(一侧关节)病变有效。目前没有对膝关节骨水肿或骨坏
死的治疗。
期望具有一种微创的关节支撑和软骨下支撑系统，该系统具体解
决处于关节炎疾病过程和演化中的软骨下骨，并减轻患病的软骨下骨
所产生的疼痛，以及减轻关节炎产生的一系列症状，包括疼痛、僵硬、
肿胀和不适。还期望具有一种关节支撑和软骨下支撑系统，该系统提
供如下：(1)之前不存在的具体对骨水肿、骨挫伤和骨坏死的治疗；
(2)结构支架，以帮助关节附近的患病骨骼的修复过程；(3)增强
软骨下骨的震动吸收；(4)增强软骨下骨的压力、拉力、尤其是剪切
应力衰减；(5)阻止由于软骨下骨重造——例如骨赘形成——导致关
节进一步变形；(6)通过保持和允许来自软骨下骨的血管和营养支撑，
帮助治愈或阻止上方的软骨的进一步变形；(7)通过设置合适的结构
基底，帮助治愈或阻止上方的软骨的进一步变形；(8)作为全关节重
建的一个微创选择方案，还不会妨碍关节重建或进一步使关节重建复
杂；(9)针对其在关节炎中的作用，治疗软骨下骨疾病，延迟或停止
进一步的演变；(10)关节炎植入体，其不易松动或磨损，这是由于
该植入体与其支撑的小梁框架是一个整体；(11)相对容易执行的用
于胫骨侧、髌骨和双极疾病(胫骨-股骨)的另一选择方案，作为关节
镜检查的附属，作为病人停工时间最少的门诊手术；(12)如下的关
节炎治疗，其允许的活动程度比关节表面重修或置换之后所允许的活
动程度更高；(13)相对于关节置换的一个经济节省的选择方案，其
存在较少关于需要修正以及手术发病率方面的顾虑，尤其是在医疗资
源较少的国家；以及(14)兽医领域的治疗选择方案，具体如马的关
节病和关节炎。
发明内容
本发明提供一种关节支撑和软骨下支撑系统，用于治疗处于关节
炎疾病过程和演变中的受损伤的软骨下骨。本发明在此被描述用于人
的膝关节，但是该装置也可适用于其他关节和其他物种。在第一方面，
本发明包括轮廓成形的多孔板，其具有形状可变的内表面、外表面和
周缘表面，所述周缘表面在所述内表面和所述外表面之间延伸并且厚
度可变，所述轮廓成形的多孔板适合插入软骨下骨内。所述内表面、
外表面和周缘表面各自具有凹形部和凸形部。所述内表面、外表面和
周缘表面的几何形状可根据治疗的确切解剖位置(即近端胫骨相对于
股骨滑车)和治疗的病变的具体几何形状而改变。一个至多个引导针
孔或槽位于所述装置内，以帮助插入。首先将引导针插入解剖部分，
所述装置通过所述孔或槽插在所述针上；多余的针可在所述装置插入
软骨下骨后脱离或移除。
所述轮廓成形的板的孔在大约50μm到大约20mm的范围内。所
述轮廓成形的板的孔的程度可以是微孔、脚手架状孔或纤维基质材料。
所述轮廓成形的板包括多个表面微凹(dimpling)，所述表面微凹的半
径从大约50μm到大约3mm。所述轮廓成形的板还包括多个下表面
突起，所述下表面突起的半径从大约50μm到大约3mm。
所述轮廓成形的多孔板被配置为与将被治疗的具体身体位置处的
对应的软骨下骨的至少一个轮廓配合齐平，或者其可是相反的、中性
的或者复合的。所述轮廓成形的多孔板可作为组合插入件或整体插入
件被插入软骨下骨的至少两个位置。至少两个所述轮廓成形的多孔板
可以彼此前后放置在软骨下骨内。所述轮廓成形的多孔板具有从大约
1mm2到大约100cm2的横截面面积。所述周缘表面具有从大约0.1mm
到大约5cm的可变厚度。所述板的中央区域可以具有较薄尺寸，呈渐
缩形以向周缘增加厚度。
所述轮廓成形的多孔板包括至少一个有源或无源缓冲元件。组成
所述关节支撑和软骨下支撑系统的材料是缓冲性的，因此增强小梁骨
承受震动和剪切应力的能力。所述关节支撑和软骨下支撑系统由生物
相容性材料制成，例如金属、金属合金、碳纤维、泡沫金属、陶瓷、
陶瓷复合材料、弹性体复合材料、弹性体-碳纤维复合材料、分室材料
或流体填充材料、金属基体、可注入凝胶、带有流体和固体基体的可
注入复合材料、骨或骨复合物或同种异体移植物、晶体或羟磷灰石材
料、塑料(即PEEK)、聚合物、生物可吸收复合材料(即TCP/PLLA)，
或者上述材料的组合物。
在本发明的另一方面，用于向身体关节附近的受损的软骨下骨提
供结构和缓冲支撑的关节支撑系统包括细长板，所述细长板具有多个
几何形状和厚度可变的渐缩的支板元件，所述支板元件取向为竖直构
造，以插入软骨下骨中。所述支板元件包括在所述板的上部形成的多
个上支板和在所述板的下部形成的多个下支板，其中所述多个下支板
可以被配置为与所述多个上支板在不同平面。
所述细长板可以与所述多个支板元件作为组合插入件分开插入软
骨下骨中。所述多个支板元件具有孔，所述孔包括微孔、脚手架状孔
和纤维基质材料中的至少一个。借助在所述支板元件和所述板的每个
交叉点处的平滑圆形接合元件，所述细长板可拆除地附接至所述多个
支板元件。
所述多个支板元件可以具有正弦状、平行、放射状、环形、弯曲
的、矩形、梯形、六边形、八边形、交叉网状和交叉元件中至少一个
的几何形状。所述多个上支板和所述多个下支板具有从大约0.1mm
到大约10mm的宽度和从大约0.5mm到大约35mm的高度。
所述多个上支板具有主支承元件，所述主支承元件被配置为具有
如下轮廓，以使得所述主支承元件总体上与所治疗的对应软骨下骨相
同。所述主支承元件可包括扩展的支承表面，所述扩展的支承表面大
大宽于所述多个上支板中的每一个。所述扩展的支承表面具有的宽度
为所述多个上支板中的每一个的宽度的大约1.1到大约4倍。所述多
个上支板可以包括至少一个次支承元件，该次支承元件将所述多个上
支板彼此连接。至少一个次支承元件具有的宽度为所述上支板的宽度
的大约0.5到大约5倍。所述主支承元件和所述次支承元件具有允许
超低摩擦系数的表面材料属性。
一个至多个引导针孔或槽位于所述装置内，以帮助插入。首先将
所述引导针插入解剖部位，所述装置通过所述孔或槽插在所述针上；
多余的所述针可在所述装置插入软骨下骨后脱离或移除。
所述细长板和所述多个支板元件具有至少一个有源或无源缓冲元
件。所述细长板和所述多个支板元件由与在前实施方案中所述的相同
的生物相容性材料制造。
在本发明的又一方面，一种向身体关节附近的受损的软骨下骨提
供结构和缓冲支撑的关节支撑和软骨下支撑系统，包括多个几何形状
和厚度可变的竖直支板，所述多个竖直支板各具有第一端部和第二端
部，适合于组合插入在软骨下骨内。所述多个竖直支板还包括支承表
面，该支承表面被轮廓成形以符合治疗的软骨下骨，其中所述支承表
面包括主支承扩展部(flare)。
所述装置可具有由微孔、脚手架状孔或纤维基质材料组成的孔。
分立的所述多个竖直支板可以具有各种横截面形状，例如三角形(正
向和反向)、平滑温度计状、梯形、扩展菱形、椭圆形、带有扩展菱形
的渐缩状，以及矩形。所述多个竖直支板的第一端部和第二端部中的
至少一个是渐缩的。所述支承表面包括在所述支承表面下方延伸的次
支承扩展部。所述次支承扩展部是水平翼支板和微凹(dimple)中的
至少一个。
所述多个竖直支板以平行或径向取向插入软骨下骨内。所述多个
竖直支板具有至少一个有源或无源缓冲元件，并且由与在前实施方案
中所述的相同的生物相容性材料制造。
在本发明又一个方面中，一种向身体关节附近的受损的软骨下骨
提供结构和缓冲支撑的关节支撑和软骨下支撑系统，包括几何形状和
厚度可变的主支承支板元件，该主支承支板元件具有纵向主体、内边
缘和外边缘，适合于插在软骨下骨内。所述纵向主体具有孔，以允许
血管、桥骨或其他生物元素穿过。所述内边缘成扇形，以在插入期间
穿透软骨下骨。所述外边缘具有形成在所述纵向主体的内表面中的至
少两个凹槽。在所述支板元件插入软骨下骨内期间，插入支持件可以
滑动地布置通过在外边缘处的位于所述纵向主体的内表面中的至少两
个凹槽，并且延伸径过所述内边缘。所述主支承支板元件的基本形状
是圆形。所述主支承支板元件可以被配置为以例如多个同心圆、接合
圆、六边形、八边形或其他非线性、非欧几里得形状的几何形状的形
式彼此接合。
所述单个或多个几何形状可以被配置为以不同样式彼此接合，以
使得所述几何形状可以穿透将被治疗的软骨下骨。被配置为彼此接合
的多个支板元件包括至少三个连接支板，以形成多个同心圆，其中接
合在一起的主支承支板元件的每个圆通过所述连接支板连接至相邻
圆。被配置为以几何形状接合在一起的所述主支承支板元件各自具有
从大约1mm到大约5cm的直径和从大约1mm到大约3cm的高度/
深度。
支承表面覆盖物可附接至所述主支承支板元件的外边缘的周缘，
以容纳经血管通道进入治疗部位的骨髓成分或经所述覆盖物注入的外
源物质。所述支承表面覆盖物可以由薄的网状或编织材料制成，或者
由生物/合成膜制成。
所述主支承支板元件的内边缘和外边缘从所述外边缘到所述内边
缘成渐缩的。所述支承表面包括主支承扩展部和在所述主支承支板元
件下方延伸的次扩展部。所述次扩展部可以是竖直双渐缩的翼支板或
斜延伸臂的形式。
所述主支承支板元件具有附接至其的至少一个有源或无源缓冲元
件，并且由与在前实施方案中所述的相同的生物相容性材料制造。
在本发明的又一个方面中，一种向身体关节附近的受损的软骨下
骨提供结构和缓冲支撑的关节支撑和软骨下支撑系统，包括几何形状
和厚度可变的主支承支板元件，该主支承支板元件具有纵向主体、内
边缘和外边缘。所述纵向主体具有孔，以允许血管、桥骨或其他生物
元素穿过。所述外边缘具有形成在所述纵向主体的内表面中的至少两
个凹槽，并且所述两个外边缘被轮廓成形以符合治疗部位的软骨下骨。
轮廓成形的多孔板具有形状可变的内表面、外表面和周缘表面，适合
插入软骨下骨内，所述周缘表面在所述内表面和所述外表面之间延伸
并且厚度可变。所述内表面、外表面和周缘表面各自具有凹形部和凸
形部。在治疗的软骨下骨内，所述主支承支板元件的内边缘与所述轮
廓成形的多孔板直接连通。
从下文的细节描述和附图中，本发明的这些和其他特征以及优势
将变得更明显。在附图和描述中，数字指示公开内容的不同特征，相
同的数字指示整个附图和描述中的相同特征。
附图说明
图1是根据本发明的一实施方案的关节支撑和软骨下支撑系统的
立体图；
图2A-2C示出了图1实施方案的轮廓成形的多孔板的不同程度的
孔；
图3A-3B是根据本发明的关节支撑和软骨下支撑系统的缓冲元件
的立体图；
图4A-4E示出了图1装置在胫骨坪的软骨下骨中的放置；
图5A示出了图1装置在股骨髁(femoral condyle)和胫骨坪的
软骨下骨中作为整体插入件的放置；
图5B是图1装置在胫骨坪的软骨下骨中作为组合插入件和整体插
入件的放置的俯视图；
图5C是图1装置在股骨滑车(femoral trochlea)的软骨下骨中
的放置的前视立体图；
图5D是图1装置在膝盖骨的软骨下骨中的放置的前视立体图；
图6是根据本发明的另一个实施方案的关节支撑和软骨下支撑系
统的立体图；
图7A-7D示出了图6装置在膝关节的软骨下骨中的放置；
图8示出了作为组合插入件的在膝关节的软骨下骨内与多个支板
元件分离的细长板的放置；
图9是可拆除地附接至图6的多个支板元件的细长板的放大立体
图；
图10A-10C示出了图6实施方案的多个支板元件的不同程度的孔；
图11A-11H示出了图6实施方案的多个支板元件的一些可变的方
向或几何形状的俯视图；
图12A示出了图6实施方案的多个上支板的放大立体图；
图12B-12D示出了图6实施方案的扩展的支承表面的不同构造；
图12E是图6实施方案的次支承元件的立体图；
图13A是作为长圆柱体装在图6装置的周缘内的缓冲元件的立体
图；
图13B是作为多个单独球体嵌入在图6装置的周缘内的缓冲元件
的立体图；
图14A是根据本发明的又一个实施方案的关节支撑和软骨下支撑
系统的立体图；
图14B示出了图14A装置的主支承扩展部的不同构造；
图15示出了图14A装置在膝关节的软骨下骨中以平行方向的放
置；
图16A-16C示出了图14A装置的不同程度的孔；
图17A-17G示出了图14A装置的每一个不同横截面形状的放大立
体图；
图18示出了图14A装置在膝关节的软骨下骨中以径向方向或者平
行方向的放置；
图19是带有相关联的次扩展部的图14A实施方案的多孔支承表面
的放大立体图；
图20A是根据本发明的另一个实施方案的关节支撑和软骨下支撑
系统的剖视图；
图20B是被示出为完整圆形的图20A的实施方案的立体图；
图21A-21C示出了图20装置的不同程度的孔；
图22A-22B示出了图20装置的具有凹形和凸形弯曲的外边缘；
图22C示出了图20的实施方案的主支承支板元件的同心渐缩；
图23示出了图20装置通过顺行插入在膝关节的软骨下骨中的布
置；
图24A-24C示出了图20装置的不同程度的穿透深度；
图25A是在将装置插入到软骨下骨期间，结合图20装置使用的插
入支持件的放大立体图；
图25B示出了在将装置插入到软骨下骨期间，插入支持件尖刺在
图20的实施方案的每个凹槽内的布置；
图26示出了根据图20的实施方案的支承表面覆盖物的立体图；
图27A-27F示出了可由图20的实施方案的主支承支板元件形成的
不同几何形状；
图28示出了图18装置在膝关节的软骨下骨中的放置，其中相互
结合的多个装置形成不同样式；
图29A是带有主支承扩展部的图20的实施方案的剖视图；
图29B是带有次扩展部的图20的实施方案的立体图；
图30是根据本方面的又一个实施方案的关节支撑和软骨下系统
的立体图；
图31示出了图30装置在膝关节的软骨下骨中的放置；
图32是每个实施方案的关节支撑和软骨下支撑系统在膝关节的
软骨下骨中的放置的立体图。
具体实施方案
本发明的关节支撑和软骨下支撑系统或装置10被总体示出在图1
中。本发明预期的是，关节支撑和软骨下支撑系统不是部分或全部关
节置换的替代品，而是可以延缓患有中度骨关节炎和/或关节病的能够
活动的个体对关节置换的需要。通过维持软骨下骨的内稳态，可以延
缓和/或避免进一步的关节变形和疾病恶化。根据本发明的关节支撑和
软骨下支撑系统增强和加固了存在患病软骨或软骨缺陷时的软骨-骨
复合体。通过机械吸收影响软骨-骨内稳态的剪切应力和压应力，该系
统治疗均分(equation)的骨侧。
根据本发明的关节支撑和软骨下支撑系统的多种优势是明显的，
优势如下：(1)该系统的基础结构和机械构成适用于关节的许多部分，
这是因为任何患有软骨疾病的区域都具有毗连的软骨下组成部分；
(2)在制造过程中需要最小修改以使该系统应用到多个区域，即多孔
板的轮廓最接近于关节；(3)如果以逆行插入方法或侧槽插入方法来
进行，则该装置能以最少的软组织切开和对关节囊的最小侵害甚至无
侵害地被插入；(4)顺行性装置也可以用最小关节切开术被插入；对
于患有长的前后尺寸的弥漫性病变，还可通过该同样的小的关节切开
术彼此前后放置两个装置；(5)该系统本质上是稳定的，因为其在骨
头内占据较小空间，并且该系统是关节支架，而不是代替品；以及(6)
构成所述系统的材料是缓冲性的，因此增强了小梁骨承受震动和剪切
应力的能力。
关节支撑和软骨下支撑系统10包括轮廓成形的多孔板12，所述
轮廓成形的多孔板12具有形状可变的内表面14、外表面16以及周缘
表面18，所述周缘表面在内表面14和外表面16之间延伸并且厚度可
变，所述轮廓成形的多孔板适合于插入软骨下骨20内。具有内表面
14、外表面16和周缘表面18的轮廓成形的多孔板12可以是肾形、椭
圆形、或其他适合于安装进期望的解剖部位处的软骨下骨20内的形
状。内表面14、外表面16和周缘表面18各自具有相应的凹形部14A、
16A、18A以及相应的凸形部14B、16B、18B。轮廓成形的多孔板12
的内表面14最接近于关节22和是系统10的遭受应力的第一部分。内
表面14被配置为与关节22的胫骨侧和股骨侧的相应几何形状齐平相
符，并可以是凸形、凹形或复合形以反映特定解剖位置。外表面16可
反映内表面14的几何形状。内表面14、外表面16和周缘表面18的
几何形状可以根据待要治疗的确切解剖位置(即，近端胫骨相对于股
骨滑车)和待要治疗的病变的具体几何形状而改变。
多孔板12的轮廓32可以被配置为匹配具体关节22位置的软骨/
软骨下的弯曲和解剖形状。或者，轮廓32可以被配置为不匹配具体关
节22位置的软骨/软骨下20的弯曲和解剖形状，以使得轮廓32是中
性形状的或者采用反向形状或变化的反向形状。
轮廓成形的多孔板12具有孔24，以允许来自主体的血管质和其他
生物元素流经轮廓成形的多孔板12。轮廓成形的多孔板12的孔24在
从大约50μm到大约20mm的范围内。如图2A-2C示出的，轮廓成形
的多孔板12的孔24可以由微孔26、脚手架状孔28或纤维基质材料
30组成。
进一步参考图1，轮廓成形的多孔板12包括多个表面微凹34，所
述表面微凹34增加应力吸收的表面面积，并将尽可能多的剪切应力转
变成压应力或张应力，这是因为关节22的软骨基板具有类似特征。表
面微凹34具有从大约50μm到大约3mm的半径。轮廓成形的多孔板
12还可包括多个下表面突起36，下表面突起36增加轮廓成形的多孔
板12下方的表面面积，以分散载荷。下表面突起36具有从大约50μ
m到大约3mm的半径。
系统或装置10的尺寸一般取决于治疗的病变的大小。通常，对于
弥漫性疾病每个位置采用两个或更多个装置10，对于较小的病变采用
一个装置。竖直尺寸的范围为从大约1mm到大约100mm，水平尺寸
的范围为从大约1mm到大约100mm。轮廓成形的多孔板12的横截面
面积为从大约1mm2到大约100cm2。轮廓成形的多孔板12的周缘表
面18具有从大约0.1mm到大约5cm的可变厚度。至少一个有源或无
源缓冲元件38附接至轮廓成形的多孔板12。缓冲元件——例如压电
装置——将有源机械能转变成热或电，由此分散和缓冲震动。无源缓
冲元件38可以由硅树脂或其他震动吸收材料制成。有源或无源缓冲元
件38都可以被结合进图3A-3B示出的板。图3A示出了作为长圆柱体
装在装置10的周缘中的缓冲元件38。图3B示出了作为多个单独球体
嵌入装置10的周缘中的缓冲元件38。缓冲元件38还可以是装置的固
有材料属性，而不是分立部件，即，缓冲元件可以是硅树脂浸渍多孔
金属基质。
参考图4，至少一个到多个引导针孔或槽40位于装置10内，以帮
助将装置插入到软骨下骨20内。首先将引导针42插入解剖部位(图
4A)，装置10被插在引导针42上(图4B)。骨切割器/扩张器44被
插在引导针42上，从而为装置10产生进入开口和槽45(图4C)。骨
切割器或扩张器44的尺寸小于装置10的尺寸，由此允许压配合固定。
装置10经由孔或槽40插在引导针42上(图4D)。在装置10被插在
软骨下骨20内之后，多余的引导针42可以脱离或被移除。首先可以
使用一个引导针42，因为允许装置10小量转动从而更精确地适合软
骨下基板20的轮廓。引导针42放置到软骨下缺陷20中的过程可以通
过荧光引导、CT引导、计算机导航引导或直接引导来完成。在一个实
施方案中，引导针42可以被配置为一旦将装置10插入到软骨下骨20
内就脱离轮廓成形的多孔板12。
将所述装置10用于股骨的操作涉及将引导针42从关节22内放入
软骨下缺陷20的中心。紧接着使用骨切割器或扩张器44将骨头准备
好。随后将装置10插在引导针42上，并用夯具(tamp)将装置10定
位成与软骨下骨20齐平。装置10被插入在关节表面的外围(图4E)。
图5A示出了关节支撑和软骨下支撑系统或装置10在股骨髁和胫
骨坪的软骨下骨20中作为整体插入件48的放置。图5B是装置10在
胫骨坪的软骨下骨20中作为组合插入件46和整体插入件48的放置。
如图5B示出的，轮廓成形的多孔板12可以作为组合插入件46或整体
插入件48被插在软骨下骨20的至少两个不同位置。图5C是装置10
在股骨滑车的软骨下骨20中的放置的前视立体图。图5D是装置10在
膝盖骨的软骨下骨20中的放置的前视立体图。
本发明的关节支撑和软骨下支撑系统几乎可以由任何生物相容性
材料制造，这些材料包括但不限于：金属、金属合金、碳纤维、泡沫
金属、陶瓷、陶瓷复合材料、弹性体复合材料、弹性体-碳纤维复合材
料、分室材料或流体填充材料、金属基体、可注入凝胶、带有流体和
固体基体的可注入复合材料、骨或骨复合物或同种异体移植物、晶体
或羟磷灰石材料、塑料(即PEEK)、聚合物、生物可吸收复合材料(即
TCP/PLLA)或者上述材料的复合物/组合物。系统10的优选材料具有
内在的弹性或震动吸收性。
在如图6示出的另一个实施方案中，关节支撑和软骨下支撑系统
或装置50包括细长板52，该细长板52具有多个几何形状和厚度可变
的渐缩的支板元件54，所述渐缩的支板元件54取向为竖直构造，以
插入软骨下骨20。支板元件54包括在板52的上部58形成的多个上
支板56和在板52的下部62形成的多个下支板60。多个下支板60可
以被配置为与多个上支板56在不同平面。根据治疗的病理病变的大
小，可以有单个到多个上支板或下支板。
图7A示出了根据本发明的关节支撑和软骨下支撑系统50在股骨
髁和胫骨坪以及膝盖骨的软骨下骨20中的放置。
本发明预期，细长板52可以与多个支板元件54分开作为组合插
入件64被插入软骨下骨20内，如图8示出的。
细长板52作为次支承元件，其向心地分散应力并固有吸收应力。
细长板52的厚度和材料属性可以改变，以使得应力向外传递。细长板
52防止结构支撑系统50的下沉。细长板52的尺寸取决于治疗的病变
的大小。竖直尺寸范围从大约1mm到大约100mm，水平尺寸范围从
大约1mm到大约100mm。细长板52的横截面面积是从大约1mm2到
大约100mm2。
在图9的一个实施方案中，示出了借助在支板元件54和细长板
52的每个交叉点处的平滑圆形接合元件66，细长板52可拆除地附接
至所述多个支板元件54。多个上支板56和下支板60具有从大约0.1mm
到大约10mm的宽度和从大约0.5mm到大约35mm的高度。
多个上支板56用于承受来自毗连的关节22的载荷。上支板56
在软骨下骨20内的穿透程度包括如下：上支板56可以未达到或达到
软骨基板；可以穿透软骨基板并停留在下软骨层；或者可以与原有支
承软骨表面齐平。多个下支板60增强了细长板52的结构整体性，并
使得向下方和周围结构(即骨头或软组织)向心传递力/分散力成为可
能。
如图10A-10C示出的，多个支板元件54可以被制造为具有孔，该
孔由微孔68、脚手架状孔70或纤维基质材料72组成。多个支板元件
的孔在从大约50μm到大约20mm的范围内。
多个支板元件54可以具有可变取向或几何形状，例如正弦状74
(图11A)、平行76(图11B)、放射状78(图11C)、环形80(图
11D)、弯曲的(图11E)、几何矩形82、梯形84、六边形86、八边
形88(图11F)、交叉网状或交叉元件90(图11G)，或单个柱形91
(图11H)。
图12A示出了图6的关节支撑和软骨下支撑系统50的多个上支板
56的放大立体图。多个上支板56具有主支承元件92，该主支承元件
92被配置为轮廓成形的，以使得主支承元件92总体上与所治疗的对
应软骨下骨20相同。主支承元件92具有超低摩擦系数的表面，该表
面被磨光或由生物相容性材料制成。主支承元件92包括扩展的支承表
面94，该扩展的支承表面94基本宽于多个上支板56中的每一个。该
扩展的支承表面94可以被配置为呈现多种形状，例如圆形(图12B)、
平坦的(图12C)、蘑菇状(图12D)等等。所述扩展的支承表面94
具有的宽度为所述多个上支板56中的每一个的宽度的大约1.1到大约
4倍。多个上支板56可以包括至少一个次支承元件96(图12E)，该
次支承元件96将多个上支板56相互连接。所述次支承元件96具有的
宽度为上支板56的宽度的大约0.5到大约5倍。
引导针孔或槽98被定位在细长板52内，引导针孔或槽98纵向取
向以将位于至少一个对应引导针102上的板52和多个支板元件54插
入并放置在软骨下骨20内(图7B-7D)。至少一个到多个引导针孔或
槽98位于装置50内，以帮助插入软骨下骨20内。首先将引导针102
插进解剖部位(图7C)。骨切割器/扩张器100被插在引导针102上，
以形成装置50的进入开口和槽98(图7D)。骨切割器/扩张器100小
于装置50的尺寸，因此允许压配合固定。装置50经引导针孔或槽98
被插在引导针102上(图7D)。多余的引导针102可以在装置50被
插入软骨下骨20内之后脱离或者移出。将引导针102放置在软骨缺陷
20中可以借助荧光引导、CT引导、计算机导航引导或直接引导来完成。
在一个实施方案中，引导针102可以被配置为一旦将装置50插入软骨
下骨20后就从细长板52脱离。
再参考图7，将装置50用于股骨的操作涉及将引导针102从关节
22内放进软骨下缺陷20的中心。紧接着使用骨切割器/扩张器100来
使骨头准备好。随后将装置50插在引导针102上，并用夯具将所述装
置定位与软骨下骨20齐平。装置50被插入在关节表面的外围(图7)。
至少一个有源或无源缓冲元件104附接至细长板52和多个支板元
件54(图13)。有源缓冲元件——例如压电装置——将有源机械能转
变成热或电，借此分散和缓冲震动。图13A示出作为长圆柱体装在装
置50的周缘中的缓冲元件104。图13B示出了作为多个单独球体嵌入
装置50的周缘中的缓冲元件104。无源缓冲元件可以由硅树脂或其他
震动吸收材料制成。无论有源或无源缓冲元件104都可以被结合进板
52，如图13A-13B示出的。缓冲元件还可以是装置50的内在材料属性，
而不是分立部件，即，缓冲元件可以是硅树脂浸渍多孔金属基质。
本发明的关节支撑和软骨下支撑系统50几乎可以由任何生物相
容性材料制造，这些材料包括但不限于：金属、金属合金、碳纤维、
泡沫金属、陶瓷、陶瓷复合材料、弹性体复合材料、弹性体-碳纤维复
合材料、分室材料或流体填充材料、金属基体、可注入凝胶、带有流
体和固体基体的可注入复合材料、骨或骨复合物或同种异体移植物、
晶体或羟磷灰石材料、塑料(即PEEK)、聚合物、生物可吸收复合材
料(即TCP/PLLA)或者上述材料的组合物/复合物。系统50的优选材
料具有内在的弹性或震动吸收性。
在图14A示出的又一个实施方案中，关节支撑和软骨下支撑系统
106包括多个几何形状和厚度可变的分立的竖直支板108(竖直支板
108具有第一端部110和第二端部112)，适合用作软骨下骨20内的
组合插入件114。多个竖直支板的第一端部110和第二端部112中的
至少一个被制成渐缩的，以帮助逐渐分散应力。多个竖直支板108还
包括多孔支承表面116，所述多孔支承表面116被轮廓成形以符合治
疗的软骨下骨20。多孔支承表面116被配置为包括不同构造的主支承
扩展部118(图14B)。主支承扩展部118防止关节支撑和软骨下支撑
系统106下沉。
图15示出了根据本发明的位于股骨髁和胫骨坪的软骨下骨20中
的关节支撑和软骨下支撑系统106。
如图16A-16C示出的，装置106可以具有孔，该孔由微孔118、
脚手架状孔120或纤维基质材料122组成。装置106的孔在大约50μ
m到大约20mm的范围内。
图17A-17G示出了支板装置108的不同横截面形状的放大立体图，
例如三角形(正向和反向)(图17A)、平滑温度计状(图17B)、梯
形(图17C)、扩展菱形(图17D)、椭圆形(图17E)、复合形(带
有扩展菱形的渐缩状)(图17F)和矩形(图17G)。
多个竖直支板108可以按平行取向140(图15和18)或者径向取
向142(图18)插入软骨下骨20内。径向取向可以使得负荷向心分散
在软骨下骨内。支板的自顶向下的几何形状可以是弯曲的108A、直的
108A或者正弦状108C，如图18所示。
图19的实施方案示出了多孔支承表面116的放大立体图，该多孔
支承表面116具有在支承表面116下方延伸的次支承扩展部144。次
支承扩展部144沿着多个竖直支板108的竖直长度水平分配负荷。次
支承扩展部144可以是水平翼支板146或微凹148的形式。微凹148
可以形状不对称，其朝向关节处更宽。
本发明预期，多个竖直支板108经侧面槽插入物被植入软骨下骨
20内，如图15示出的。
再参考图19，至少一个有源或无源缓冲元件150附接至多个竖直
支板108。缓冲元件150A可以在主支板体内，或者缓冲元件150B可
以装在次支承扩展部内。缓冲元件——例如压电装置——将有源机械
能转变成热或电，借此分散和缓冲震动。缓冲元件150还可以是装置
106的内在材料属性，即，缓冲元件可以是硅树脂浸渍多孔金属基质。
本发明的关节支撑和软骨下支撑系统106几乎可以由任何生物相
容性材料制造，这些材料包括但不限于：金属、金属合金、碳纤维、
泡沫金属、陶瓷、陶瓷复合材料、弹性体复合材料、弹性体-碳纤维复
合材料、分室材料或流体填充材料、金属基体、可注入凝胶、带有流
体和固体基体的可注入复合材料、骨或骨复合物或同种异体移植物、
晶体或羟磷灰石材料、塑料(即PEEK)、聚合物、生物可吸收复合材
料(即TCP/PLLA)或者上述材料的组合物/复合物。系统106的优选
材料具有内在的弹性或震动吸收性。
在图20的又一个实施方案中，关节支撑和软骨下支撑系统150
包括几何形状和厚度可变的主支承支板元件152(主支承支板元件152
具有纵向主体154以及内边缘156和外边缘158)，适合于插在软骨
下骨20内。主支承支板元件152的基本几何形状162是圆形，如图
20A中以剖视图示出的和图20B中示出的完整圆形。多个支板元件的
内边缘156和外边缘158中的至少一个是渐缩的。纵向主体154具有
孔155，以允许血管、桥骨或其他生物元素穿过。主支承支板元件152
的孔155在大约50μm到大约20mm的范围内。如图21A-21C示出的，
孔155分别由微孔、脚手状孔或纤维基质材料组成。
主支承支板元件152的外边缘158被轮廓成形以符合治疗部位的
软骨下骨20。如图22A-22B示出的，外边缘158可以是例如胫骨坪的
凹形(图22A)、例如股骨髁的凸形(图22B)、或者例如股骨滑车的
既具有凹形也具有凸形弯曲的复合形(未示出)。内边缘156包括在
系统150插入期间用于穿透软骨下骨20的扇形。外边缘158具有至少
两个凹槽151(图20)，该两个凹槽151形成在纵向主体154的内表
面153中。除了在外边缘158和内边缘156之间存在的厚度渐缩，从
外边缘158到内边缘156也存在整个圆形的同心渐缩的147(图22C)。
这允许放置在凸形表面149底下，并且还防止下沉。这样的渐缩147
的角度可以在3-10度。
图23示出了根据本发明的关节支撑和软骨下支撑系统150在股骨
髁和胫骨坪的软骨下骨20中的放置。装置150的穿透深度可以根据治
疗的实际病理而变化，如图24A-24C示出的，以使得装置150可以在
软骨下坪水平的下方(图24A)、在软骨下坪水平处(图24B)，或者
在软骨下坪的上方，与原有软骨齐平(图24C)。
图25A是在将关节支撑和软骨下支撑系统或装置150插入到软骨
下骨20期间，结合图20的实施方案使用的插入支持件155的放大立
体图。插入支持件155具有近端157和远端159。远端159的多个尖
刺被配置为配合纵向主体154的内表面153上的外边缘158处的至少
两个凹槽或血管通道151，以在将装置150插入软骨下骨期间有效地
支撑装置150。本发明预期，每个装置150可以使用一个插入支持件
155。
图25B示出在将装置150插入软骨下骨20期间，插入支持件尖刺
161在图20的实施方案的凹槽或血管通道151中的每一个内的放置。
在将装置150插入期间，插入支持件远端159处的多个尖刺161被向
下推进凹槽或血管通道151，并优选地延伸经过内边缘156。插入支持
件155的多个尖刺161在扇形内边缘156处离开，并且所述尖刺被更
深地推入软骨下骨20中。随后，装置150和插入支持件155被夯进软
骨下骨20，然后插入支持件155被移除(未示出)。延伸超出内边缘
156的多个尖刺161在软骨下骨20中形成通道，借此血液/骨髓可以
经由凹槽或血管通道151进入主支承支板元件152的外边缘158。凹
槽151还可以是主支承支板元件152内的孔的形式。
如图26示出的，本发明还预期，支承表面覆盖物163可以附接至
外边缘158的周缘，支承表面覆盖物163用于容纳经血管通道进入的
骨髓成分或通过该覆盖物注入的外源物质(即培养的软骨细胞)。该
覆盖物163由薄的网状或编织材料制成，或者由生物/合成膜制成。
如图27A-27F示出的，主支承支板元件152的几何形状162可以
是圆形(图27A)、多个同心圆(图27B)、接合圆(图27C)、六边
形(图27D)、或八边形(图27E)，或其他非线性、非欧几里得形状，
例如带有平滑边缘的六边形(图27F)。被配置为接合在一起的主支
承支板元件152包括至少三个连接支板164，以形成多个同心圆(图
27B)，其中接合在一起的主支承支板元件152的每个圆166通过连接
支板164被连接至相邻圆166。
本发明还预期，单个或多个几何形状162可以被配置为以不同样
式168(即蜂窝构造)彼此接合(图28)，以使得几何形状162可以
穿透软骨下骨20，并能够用于治疗部位的不同大小的软骨病变。如果
涉及整个关节腔，即滑车、外髌面、中间胫骨坪等等，则几何形状162
可以反映整个关节腔。几何形状162可以一块一块地或整体地经顺行
性插入(即从关节表面)而插入软骨下骨20内。
关节支撑和软骨下支撑系统150的尺寸总体取决于治疗的病变的
大小。具体地，被配置为彼此连接成几何形状162的主支承支板元件
152各自具有从大约1mm到大约5cm的直径和从大约1mm到大约3cm
的高度/深度。
图29A示出了带有主支承扩展部170的主支承支板元件152的剖
视图。在图29B示出的又一个实施例中，主支承支板元件152包括在
支板元件152下方延伸的次支承扩展部172。次支承扩展部172可以
是竖直双渐缩的翼支板174或斜延伸臂176的形式。这些次扩展部172
用于进一步阻止下沉。
至少一个有源或无源缓冲元件178(图29B)被附接至主支承支板
元件152。缓冲元件可以是装置150的固有材料属性，即，缓冲元件
可以是硅树脂浸渍多孔金属基质。缓冲元件——例如压电装置——将
有源机械能转变成热或电，借此分散和缓冲震动。
本发明的关节支撑和软骨下支撑系统150几乎可以由任何生物相
容性材料制造，这些材料包括但不限于：金属、金属合金、碳纤维、
泡沫金属、陶瓷、陶瓷复合材料、弹性体复合材料、弹性体-碳纤维复
合材料、分室材料或流体填充材料、金属基体、可注入凝胶、带有流
体和固体基体的可注入复合材料、骨或骨复合物或同种异体移植物、
晶体或羟磷灰石材料、塑料(即PEEK)、聚合物、生物可吸收复合材
料(即TCP/PLLA)或者上述材料的组合物/复合物。系统150的优选
材料具有内在的弹性或震动吸收性。
现参考图30，在本发明的又一个实施方案中，关节支撑和软骨下
支撑系统180包括几何形状和厚度可变的主支承支板元件182，主支
承支板元件182具有纵向主体184、内边缘186和外边缘188。纵向主
体184具有孔，以允许血管、桥骨或其他生物元素穿过。外边缘188
具有至少两个凹槽189，两个凹槽189形成在纵向主体184的内表面
190，并且被轮廓成形以符合治疗部位的软骨下骨20。系统180还包
括适合于插入软骨下骨20内的轮廓成形的多孔板192，该轮廓成形的
多孔板192具有形状可变的内表面194、外表面196以及周缘表面198，
该周缘表面在内表面194和外表面196之间延伸并且厚度可变。内表
面194、外表面196和周缘表面198各自具有对应的凹形部194A、196A、
198A和对应的凸形部194B、196B、198B。在治疗的软骨下骨内，主支
承支板元件182的内边缘186与轮廓成形的多孔板192直接连通。关
节支撑和软骨下支撑系统180的轮廓成形的多孔板192可以包括多个
如上文描述的表面微凹202和下表面突起204。
图31示出了根据本发明的关节支撑和软骨下支撑系统180在股骨
髁和胫骨坪的软骨下骨20中的放置。
本发明预期，根据上文讨论的插入技术，关节支撑和软骨下支撑
系统180可以被插入软骨下骨20内。
至少一个有源或无源缓冲元件206被附接至关节支撑和软骨下支
撑系统180。缓冲元件——例如压电装置——将有源机械能转变成热
或电，借此分散和缓冲震动。
与前述实施方案相同，本发明的关节支撑和软骨下支撑系统180
几乎可以由任何生物相容性材料制造，这些材料包括但不限于：金属、
金属合金、碳纤维、泡沫金属、陶瓷、陶瓷复合材料、弹性体复合材
料、弹性体-碳纤维复合材料、分室材料或流体填充材料、金属基体、
可注入凝胶、带有流体和固体基体的可注入复合材料、骨或骨复合物
或同种异体移植物、晶体或羟磷灰石材料、塑料(即PEEK)、聚合物、
生物可吸收复合材料(即TCP/PLLA)或者上述材料的复合物/组合物。
系统10的优选材料具有内在的弹性或震动吸收性。
图32示出了上文讨论的前述实施方案的每一个的关节支撑和软
骨下支撑系统10、50、106、150、180在膝关节22的软骨下骨20中
的放置。本发明预期，关节支撑和软骨下支撑系统10、50、106、150、
180的每一个实施方案都可以彼此结合，从而向体关节附近的受损软
骨下骨20提供增强的结构和缓冲支撑。
可以在设计、功能、操作、构造、材料和尺寸方面对每个实施方
案的上述元件做出改变，并且上述元件不局限于本文提供的描述。
已经根据专利法规的要求描述了本发明，本领域的技术人员会理
解如何在本发明中做出改变和改型，以符合其具体要求或条件。可以
在不偏离由权利要求限定的本发明的范围和精神下做出这些改变和改
型。