CN102695465A - 结合具有可偏转柱和复合脊柱杆的骨锚固件的小轮廓脊柱假体 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种骨锚固件，所述骨锚固件包括适用于脊柱稳定假体的自定中心球窝接头，所述脊柱稳定假体在保留脊柱运动功能的同时支承所述脊柱。所述骨锚固件具有部分地接收于形成在所述骨锚固件的头部中的外壳的套节中的可偏转球-杆。部分地接收于所述球-杆中并且部分地接收于所述外壳内的定中心杆操作以将所述球-杆与所述骨锚固件的所述纵向轴线对齐。所述球-杆的偏转弯曲所述定中心杆，所述定中心杆接着施加恢复力至所述球-杆上。

Description

结合具有可偏转柱和复合脊柱杆的骨锚固件的小轮廓脊柱假体

背景技术

背部疼痛是严重的临床问题并且治疗费用（包括外科和药物）据估计每年超过二十亿美元。用于治疗多种退行性脊柱疾病的一种方法为脊柱融合术。设计用于融合待治疗的脊柱椎骨的可植入的医疗设备在过去几十年发展迅速。然而，脊柱融合术具有若干缺陷，所述缺陷包括：运动范围减小，以及已融合脊柱周围的加速退行性变化。

已经开发出替代的设备和治疗方法以用于在保留运动功能的同时治疗退行性脊柱疾病。这些设备和治疗方法在不存在脊柱融合术的缺陷的情况下提供治疗退行性脊柱疾病的可能性。然而，现在的设备和治疗方法存在缺陷，例如复杂的植入程序、缺乏适应不同病人解剖结构的柔性；需要移除组织和骨头以用于植入；脊柱解剖结构上增大的应力；不稳固的锚固系统；耐久性差，以及修正选择性差。因此，需要用于在保留运动功能的同时治疗退行性脊柱疾病的新的改进的设备和方法。

发明内容

本发明包括能够在保留脊柱运动功能的同时动态地稳定脊柱的脊柱植入物系统和方法。本发明的实施例提供一种动态稳定系统，所述动态稳定系统包括：通用部件、能够适应的稳定组件、以及植入方法。本发明的实施例的一个方面为能够通过选择用于植入病人身体的本发明的实施例的适当部件而稳定脊柱的两层、三层和/或更多层。本发明的实施例的另一个方面为通过提供可以根据特定病人和程序的解剖结构和需求定制的通用部件系统而能够适应病人的特定解剖结构。本发明的另一个方面为方便植入的过程以及最小化植入过程中的组织破坏。

由此，本发明提供新的改进的系统、设备和方法，所述新的改进的系统、设备和方法通过提供支承脊柱的动态脊柱稳定组件来治疗退行性脊柱疾病，同时保留运动功能。本发明的这些和其他目标、特征和优势将从以下附图和详细描述中更加显而易见。

附图说明

图1A和1B为安装至根据本发明的实施例的锚固系统部件的偏转系统部件的立体图。

图1C为安装至根据本发明的实施例的锚固系统部件的连接系统部件的立体图。

图1D为安装至根据本发明的实施例的锚固系统部件的不同的连接系统部件的立体图。

图1E为用于应用根据本发明的实施例的图1A至1D的锚固部件的多层动态稳定组件的锚固系统的后视图。

图1F为应用根据本发明的实施例的图1A至1E的部件的多层动态稳定组件的后视图。

图2A为根据本发明的实施例的偏转杆的分解图。

图2B为图2A的偏转杆组件在被组装时的立体图。

图2C为图2A和2B的偏转杆组件的剖视图。

图2D为图2A和2B的偏转杆组件的剖视图。

图2E和2F为图2A和2B的偏转杆组件在示出柱的偏转时的剖视图。

图2G为说明植入图2A和2B的偏转杆组件的椎骨的横向剖视图。

图3A为根据本发明的实施例的替代的偏转杆组件的分解图。

图3B为图3A的偏转杆组件在被组装时的立体图。

图3C为图3A和3B的偏转杆组件的剖视图。

图3D为图3A和3B的偏转杆组件在示出柱的偏转时的剖视图。

图3E为说明植入图3A和3B的偏转杆组件的椎骨的横向剖视图。

图3F为说明植入替代的偏转杆的椎骨的横向剖视图。

图3G为应用根据本发明的实施例的图3A-3B的偏转杆组件的多层动态稳定组件的侧视图。

图3H为安装至根据本发明的实施例的图3A-3B的偏转杆组件的偏移连接器的斜视图。

图3I示出具有内部特征的套节，所述内部特征适于接合根据本发明的实施例的偏转杆组件的外壳的特征。

图3J示出具有内部特征的连接器，所述内部特征适于接合根据本发明的实施例的偏转杆组件的外壳的特征。

图4A示出根据本发明的替代的骨锚固件的分解图。

图4B示出图4A的替代的骨锚固件在被组装时的立体图。

图4C示出图4A的替代的骨锚固件在被组装时的剖视图

图5A示出根据本发明的替代的脊柱杆的分解图。

图5B示出图5A的替代的脊柱杆在被组装时的立体图。

图5C示出图5A的替代的脊柱杆在被组装时的剖视图。

图5D示出结合根据本发明的实施例的图4A-4C的骨锚固件和图5A-5C的脊柱杆的脊柱假体的侧部。

图6A说明结合根据本发明的实施例的图4A-4C的骨锚固件和图5A-5C的脊柱杆的脊柱假体的运动的一个方面。

图6B说明图6A的脊柱假体的运动的一个方面。

图6C说明图6A的脊柱假体的运动的一个方面。

图7A-7C示出替代的竖直杆的视图。

图8A示出根据本发明的实施例的替代的骨锚固件的分解图。

图8B示出图8A的替代的骨锚固件在被组装时的立体图。

图8C示出图8A的替代的骨锚固件在被组装时的剖视图。

图8D示出图8A的替代的骨锚固件在说明可偏转柱的偏转时的剖视图。

图9A示出根据本发明的实施例的替代的骨锚固件的分解图。

图9B示出图9A的替代的骨锚固件在被组装时的立体图。

图9C示出图9A的替代的骨锚固件的剖视图。

图9D示出图9A的替代的骨锚固件在被组装且说明可偏转柱的偏转时的剖视图。

图9E示出图9A的替代的骨锚固件在被组装且说明可偏转柱的偏转时的一个变型的剖视图。

图10A示出应用根据本发明的实施例的自定中心球窝接头的脊柱植入物部件的示意图。

图10B示出图10A的脊柱植入部件在说明球窝接头的偏转时的示意图。

图10C示出应用根据本发明的实施例的自定中心球窝接头的替代的脊柱植入物部件的示意图。

图11A-11F示出在本发明的实施例中使用的定中心杆的替代的实施例。

图12A示出根据本发明的实施例的复合脊柱杆的分解图。

图12B示出图12A的复合脊柱杆在被组装时的立体图。

图12C示出图12A的复合脊柱杆在被组装时的剖视图。

图12D示出应用图12A-12C的复合脊柱杆以及图9A-9D的骨锚固件的脊柱植入物假体的视图。

图12E示出应用图12A-12C的复合脊柱杆以及图9A-9D的骨锚固件的脊柱植入物假体的部分剖视图。

图13A示出用于根据本发明的实施例的动态骨锚固件的植入工具的立体图。

图13B和13C示出与动态骨锚固件相关的图13A的植入工具的头部的详细剖视图。

图13D为说明使用图13A的植入工具以将动态骨锚固件植入根据本发明的实施例的腰椎的椎弓根中的脊柱腰段的横向视图。

图14A示出用于将动态脊柱杆紧固至根据本发明的实施例的动态骨锚固件的附接工具的立体图。

图14B示出图14A的附接工具的头部的详细视图。

图14C和14D示出与动态脊柱杆和骨锚固件相关的图14A的附接工具的头部的详细剖视图。

图14E-14H为脊柱腰段的侧视图，所述侧视图说明使用根据本发明的实施例的图14A的附接工具将动态脊柱杆紧固至动态骨锚固组件的步骤。

具体实施方式

本发明包括通用脊柱植入系统和方法，所述通用脊柱植入系统和方法能够在保留脊柱运动功能的同时动态地稳定脊柱。替代的实施例能够用于脊柱融合术。本发明的一个方面为恢复和/或保留脊柱的自然运动功能，包括运动质量和运动范围。还有，本发明的另一个方面为在保留运动功能的同时提供脊柱的负载均分和稳定性。

本发明的另一个方面为提供能够根据病人的需求定制的模块化系统。本发明的实施例的另一个方面为能够通过选择用于植入病人的适当的部件而稳定脊柱的两层、三层和/或更多层。本发明的另一个方面为能够在脊柱的一层处或向脊柱的一部分提供较高的刚度和融合性，与此同时容许在脊柱的相邻另一层处或向脊柱的另一个部分提供较低的刚度和动态稳定性。本发明的实施例容许将被融合的层靠近动态稳定的层安放。本发明的这些实施例通过提供从刚性融合层向动态稳定的、运动功能保留的、且更加活动的层的过渡而能够使与融合层相邻的椎骨层受到保护。

本发明的实施例提供在保留脊柱运动功能的同时支承脊柱的动态稳定系统的组件。动态稳定系统具有锚固系统，偏转系统、竖直杆系统以及连接系统。锚固系统将构成物锚固至脊柱解剖结构。偏转系统在减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供动态稳定性。竖直杆系统连接多层组件中的不同层的构造物并且在某些实施例中可以包括复合偏转杆。连接系统包括共轴连接器和偏移连接器，所述共轴连接器和偏移连接器可调节地连接偏转系统、竖直杆系统和锚固系统，从而容许将锚固系统相对于脊柱进行适当的、有效率的且方便的安放。替代的实施例能够被用于脊柱融合术。

本发明的实施例包括具有锚固系统、偏转系统、竖直杆系统和连接系统的构成物。偏转系统在减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供动态稳定性。锚固系统将偏转系统锚固至脊柱。连接系统将偏转系统连接至竖直杆系统。竖直杆系统连接不同椎骨上的动态稳定系统部件以提供负载均分和动态稳定性。

本发明的实施例包括可偏转柱，所述可偏转柱在保留运动范围以及减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供负载均分。可偏转柱通过球窝接头连接至骨锚固件，所述球窝接头允许可偏转柱相对于骨锚固件枢转和旋转。可偏转柱的运动可以适于病人的解剖和功能上的需要。

本发明的实施例包括可偏转柱，所述可偏转柱在保留运动范围以及减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供负载均分。可偏转柱通过球窝接头连接至骨锚固件，所述球窝接头允许可偏转柱相对于骨锚固件枢转和旋转。在球窝接头内的柔性定心杆用于将可偏转柱与骨锚固件的轴线对齐。可偏转柱的运动可以适于病人的解剖和功能上的需要。

本发明的实施例包括复合脊柱杆，所述复合脊柱杆在保留运动范围以及减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供负载均分。复合脊柱杆包括适于固定至可偏转柱的联接件。联接件通过枢转接头连接至杆，所述杆适于连接至在相邻的椎骨上的骨锚固件。枢转接头允许脊柱杆围绕与脊柱杆的纵向轴线垂直的轴线枢转。

本发明的实施例包括复合脊柱杆，所述复合脊柱杆在保留运动范围以及减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供负载均分。复合脊柱杆包括适于固定至可偏转柱的杆-端部。杆-端部通过滑动-旋转接头连接至杆，所述杆适于连接至在相邻的椎骨上的骨锚固件。杆-端部包括安装至骨锚固件的联接件。滑动-旋转接头允许联接件定位为使得可偏转柱相对于骨锚固件被定向在优选的方向上，可偏转柱是所述骨锚固件的一部分。

本发明的实施例包括组件，所述组件包括骨锚固件、以及组装有复合脊柱杆的可偏转柱。组件在保留运动范围以及减小施加于骨锚固件和脊柱解剖结构上的应力的同时提供负载均分。可偏转柱通过球窝接头连接至骨锚固件，所述球窝接头允许可偏转柱相对于骨锚固件枢转和旋转。复合脊柱杆包括适于固定至可偏转柱的联接件。联接件通过枢转接头连接至杆，所述杆适于连接至在相邻的椎骨上的骨锚固件。枢转接头允许脊柱杆围绕与脊柱杆的纵向轴线垂直的轴线枢转。组件允许相邻的椎骨以非常近似脊柱自然运动的方式移动。

在全部附图和详细描述中使用共同的附图标记指代类似的元件；因此，如果相关的元件在其他地方被描述，那么在附图中使用的附图标记在关于该附图的特定详细描述中可以涉及或可以不涉及。在三位数字附图标记中的第一位指代所涉及的项目第一次出现的附图序号。类似地在四位数字附图标记中为前两位数字。

在全部详细描述中术语“竖直”和“水平”用于描述结构相对于站立的病人的脊柱的大概方向。当描述脊柱植入系统的部件时本申请也以传统方式使用术语近端和远端。因此，近端是指与操作设备的手最近的设备或部件的端部或侧部，而远端是指与操作设备的手最远的设备的端部或侧部。例如，进入骨头的接骨螺钉的尖端将传统地被称为远端端部（其离外科医生最远），而接骨螺钉的头部将被称为近端端部（其离外科医生最近）。

动态稳定系统

图1A-1F介绍根据本发明的实施例的动态稳定系统的部件。部件包括锚固系统部件、偏转杆、竖直/脊柱杆以及包括例如共轴和偏移连接器的连接系统部件。可以植入并组装部件以形成适于病人解剖和功能需求的动态稳定系统。

图1A示出骨锚固件102以及通过球窝接头108连接至竖直/脊柱杆106的偏转杆104。偏转杆104为偏转杆组件系统的部件的示例。偏转杆104为具有受控柔性的部件，所述受控的柔性容许负载均分。偏转杆104提供所需的刚度和支承以在正常脊柱运动过程中支承施加于脊柱上的负载，脊柱的软组织不再能够承受所述负载，原因在于这些脊柱组织退化或损伤。由于能够选择偏转杆的适当刚度以匹配所需的负载均分特性，负载均分被增强。对于本发明的实施例来说，术语“偏转杆”和“加载杆”能够被互换使用。偏转杆、偏转杆安装物以及替代的偏转杆在下文中被更加详细地描述。

偏转杆104包括可以相对于固定架107偏转的可偏转柱105。固定架107适于将可偏转柱105紧固至骨锚固件102。固定架107接收于骨锚固件102的腔132内。当接收于腔132内时，固定架107相对于骨锚固件102紧固至固定的位置内。可偏转柱105仍然可以以受控的方式相对于骨锚固件102偏转，由此在保留病人的运动范围同时提供负载均分。可偏转柱105相对于固定架107/骨锚固件102的偏转的刚度/柔性可以如下文所描述的被控制和/或定制。

如图1中所示，固定架107被设计为接收于骨锚固件102的腔132内。如图1A中所示，固定架107包括轴环140。螺纹孔142倾斜延伸穿过轴环140。螺纹孔142接收锁定止动螺钉144，所述锁定止动螺钉144当放置时（图1B）接合骨锚固件102的外壳130。锁定止动螺钉144穿过轴环140定位于螺纹孔142内。锁定止动螺钉144因此在骨锚固件102的外壳130内将偏转杆104的固定架107紧固就位。

如图1A中所示，偏转杆104被定向为与骨锚固件102共轴、共线或平行。该布置简化了植入、减少植入部位周围的结构的创伤、并且降低系统复杂性。将偏转杆104布置为与骨锚固件102共轴能够基本上将由可偏转柱105施加的力矩由倾向于使骨锚固件102围绕轴的轴线枢转或旋转的力矩转变为倾向于与轴的轴线垂直作用的力矩。偏转杆能够因此有效地抵抗偏转杆和/或骨锚固件102重新定位而无须使用锁紧螺钉或水平条来抵抗旋转。下文提供共轴的偏转杆的其他例子。本文中所描述的偏转杆中的每一个均可以作为动态稳定系统的部件使用。

骨锚固件102为锚固系统的部件的示例。骨锚固件102包括接骨螺钉120和外壳130。如图1A中所示，骨锚固件102为具有一条或多条螺纹124的接骨螺钉120，所述螺纹124接合骨头以将骨锚固件102紧固至骨头上。锚固系统可以包括一个或更多个业内已知的替代的骨锚固件，例如骨钩、扩张设备、带刺设备、螺纹设备、粘合剂以及除了接骨螺钉120或替代接骨螺钉120能够将部件紧固至骨头的其他设备。

如图1A中所示，骨锚固件102包括在近端端部处的外壳130。外壳130包括用于接收偏转杆104的腔132。腔132与螺纹接骨螺钉120共轴。外壳130还包括用于将偏转杆104紧固在外壳130内的沟槽134。如图1A中所示，沟槽134定位于外壳130的近端端部处。沟槽134设计为由安装至腔132内的部件的锁定机构接合。例如，沟槽134设计为由偏转杆104的锁定止动螺钉144接合。当偏转杆104已经如图1B中所示被定位于骨锚固件102的腔132内时，锁定止动螺钉144被拧紧以接合外壳130的沟槽134，由此将偏转杆104紧固至外壳130内。可以使用替代的机构和技术以将偏转杆紧固至骨锚固件，包括例如焊接、软焊、压焊、和/或包括螺纹、卡环、锁紧垫圈、扁销、卡扣式配件或其他机械接头的机械配件。

骨锚固件102还包括可以安装有其他部件的联接件136。如图1A中所示，联接件136为外壳130的外部圆柱形表面。外壳130因此可以提供两个安装位置：一个共轴安装位置以及一个外部安装位置。因此，单个骨锚固件102能够作为用于一个、两个或更多个部件的安装点。偏转杆104可以共轴安装至外壳的腔132中并且一个或多个其他部件可以从外部安装至外壳的外表面136。例如，连接系统的部件可以安装至外壳的外表面136，该连接器可以被称为偏移头部或偏移连接器。在某些应用场合中，连接系统的部件可以代替偏转杆104而共轴安装至腔132中，该连接器可以被称为共轴头部或共轴连接器。

理想的是具有能够与锚固系统和偏转系统兼容的多种不同的连接器。连接器可以具有不同的属性，包括例如不同的自由度、运动范围、以及偏移量，所述属性可以或多或少地适于两个骨锚固件和/或病人解剖结构的特定的相对方向和位置。理想的是每个连接器均足够通用以在多种位置和方向上将竖直杆连接至骨锚固件，与此同时易于外科医生调节并紧固。理想的是提供容许以下列方式组装动态稳定系统的一组连接器：使特定的动态稳定组件适于病人的解剖结构而非使病人的解剖结构适于组件的植入（例如通过移除组织/骨头以容纳系统）。在优选的实施例中，包括连接系统的该组连接器具有足够的柔性以容许动态稳定系统成为在所定义的病人人群中将会遇到的所有情形中均适合的动态稳定组件。

在本发明的某些实施例中，例如多轴型连接器的连接系统部件可以安装至骨锚固件102的腔132中以将骨锚固件紧固至竖直杆106。例如，图1C示出共轴头部150，所述共轴头部150为共轴安装至骨锚固件102的外壳130的腔132内的多轴型连接器。共轴头部150为共轴头部或共轴连接器的示例。骨锚固件102为先前参考图1A和1B所描述的相同的骨锚固件。共轴头部150包括设计用于装配至外壳130的腔132内的杆152。共轴头部150还包括轴环154和锁定止动螺钉156。锁定止动螺钉156构造为与偏转杆104的锁定止动螺钉144相同的方式接合骨锚固件102的沟槽134。杆152和腔132在某些情况下剖面可以为圆形的（例如圆柱形的），在所述情况下杆152能够在腔132内旋转直至被锁定止动螺钉156锁定就位为止。在替代的实施例中，杆152可以剖面为多边形的，以便其装配至固定数量的可能位置之一。

再次参考图1C，附接至共轴头部150的杆152的为轭164。轭164通过六角形销162连接至球165。座板163也安装至球165以便座板163能够围绕两条相互垂直的轴线相对于轭164枢转。座板163具有孔168，竖直杆可以从所述孔168中穿过。在孔168的一个侧部上的为柱塞169。在孔168的另一个侧部上的为锁定止动螺钉167。当竖直杆106（未示出）定位于孔168内并且锁定止动螺钉167被向下拧紧时，锁定止动螺钉167迫使竖直杆106向下至柱塞169上。柱塞169接下来被竖直杆106迫使向下抵靠球165。柱塞169接合球165，并且球165接合六角形销162，以将座板163相对于轭164锁定就位并且将杆（例如竖直杆106）紧固至座板163。通过该方法，拧紧止动螺钉167将竖直杆106紧固至共轴头部150并且还锁定共轴头部150的方向。

能够将共轴头部150共轴安装至骨锚固件102具有超过标准的多轴型接骨螺钉的若干优势，在所述标准的多轴型接骨螺钉中多轴型连接器为设备的整体部分并且不能被移除或替换。骨锚固件102更易于安装并且在安装过程中不存在损坏多轴型连接器的风险。能够制造并且设计单个共轴头部150以安装多种不同的骨锚固件，由此容许选择骨锚固件以适于病人的解剖结构。在安装骨锚固件后，能够调节轭164的方向而不改变螺钉深度（在标准的多轴型接骨螺钉中在也不转动螺钉的情况下是不可能的）。在植入骨锚固件后，可以安装多种不同的共轴头部之一而无须移除骨锚固件。类似地，如果需要修改，那么可以将共轴头部替换为不同的部件而无须移除骨锚固件102。

如上所述，骨锚固件102具有能够接受一个共轴安装的部件（例如共轴头部）和一个外部安装的部件（例如偏移连接器）的外壳130。图1D示出可以从外部安装至骨锚固件102的外壳130且与共轴安装的部件相结合的的连接系统的部件。图1D示出从外部安装至骨锚固件102的外壳130的偏移连接器170的立体图，偏转杆104共轴安装至所述骨锚固件102中。连接器170可以被称为偏移头部或偏移连接器。

偏移连接器170包括六个部件并且在将竖直杆连接至骨锚固件时容许两个方向自由度和两个位置自由度。偏移连接器170的六个部件为定位销172、枢销174、锁定止动螺钉176、柱塞178、夹紧环180以及座板182。座板182具有开槽184，所述开槽184的尺寸设计为接收可以为竖直杆的杆，例如图1A的竖直杆106。锁定止动螺钉176安装在开槽184的一个端部处以便锁定止动螺钉176可以被拧紧以将杆紧固至开槽184内。

夹紧环180的尺寸设计为使得当放松时其能够沿骨锚固件102的外壳130自由地上下滑动并且环绕外壳130旋转。然而，当锁定止动螺钉176拧紧在杆上时，夹紧环180夹紧外壳并且防止偏移连接器170向任何方向移动。座板182通过枢销174可枢转地连接至夹紧环180。座板182能够围绕枢销174枢转。然而，当锁定止动螺钉176拧紧在杆上时，柱塞178夹紧夹紧环180并且防止座板182的进一步移动。通过该方法，操作单个的止动螺钉176用于将夹紧环180锁定至骨锚固件102的外壳130、将座板182相对于夹紧环180固定至固定位置中并且将杆紧固至偏移连接器170的开槽184内。

上述共轴连接器和偏移连接器仅作为示例提供。能够在2008年9月26日提交的名称为“用于动态脊柱稳定系统的通用组件部件和方法”的美国临时专利申请No.61/100625（律师标签号码：SPART-01043US0）中找到共轴头部和偏移连接器的替代的实施例，所述专利申请纳入本文加以参考。这些共轴头部和偏移连接器可以与本文所描述的部件结合使用，以允许组装适于特定病人的功能需求和解剖结构的动态稳定系统。除此以外，具有整体式连接器的螺钉也可用于锚固与椎骨呈固定关系的动态稳定系统的部件，例如多轴型螺钉。

动态稳定系统的部件可以被组装并植入病人的脊柱中以提供多层动态稳定组件，所述多层动态稳定组件提供脊柱的动态稳定性和负载均分。在某些实施例中，第一步骤为将骨锚固件植入椎骨中。在其他实施例中，骨锚固件可以与已安装的偏转杆/连接部件植入。

图1E示出三个相邻的椎骨191、192和193。作为预备步骤，骨锚固件102a、102b和102c已经被植入棘突194和横突195之间的棘突194的右侧部上的椎骨191、192和193中。驱动件被插入腔132a、132b和132c内以驱使每个骨锚固件的带螺纹部分进入骨头中。在优选的程序中，骨锚固件被引导以使带螺纹部分植入朝向椎体197成角度的椎弓根（pedicle）196之一内。每个骨锚固件的带螺纹区域被全部植入椎骨191、192和193内。驱动件可以替代地和/或额外地接合外壳130的外部表面以植入骨锚固件。驱动件可以具有扭矩测量和/或扭矩限制功能，以帮助精确植入接骨螺钉并避免过度的力施加于椎骨。在替代的实施例中，接骨螺钉可以结合例如为第二头部的扭矩限制元件，当驱动件扭矩超过预定的扭矩限制时所述第二头部脱离，见例如图7F-7H及其相关文字。

如图1E中所示，每个骨锚固件的外壳130a、130b、130c保持部分地或完全地暴露于椎骨的表面上方，以使得连接系统部件和偏转部件中的一个或更多个能够被紧固至每个骨锚固件102a、102b、和102c。共轴部件可以共轴安装至腔132a、132b和132c中的每一个内。偏移头部/连接器也可以从外部安装至外壳130a、130b和130c中的每一个的表面外。注意：骨锚固件也被植入在脊柱的左侧部上。

在安装骨锚固件后，可以安装并组装偏转系统部件、竖直杆系统部件和连接系统部件。图1F示出组装偏转系统部件和连接系统部件的一个方法。如图1F中所示，共轴头部150安装至骨锚固件102c中。偏移连接器170从外部安装至骨锚固件102b的外壳。偏转杆104a共轴安装至骨锚固件102a的外壳中。偏转杆104b共轴安装至骨锚固件102b的外壳中。竖直杆106a通过球窝接头108a在一个端部处连接至偏转杆104a。竖直杆106a通过成直线的连接器170在另一个端部处连接至骨锚固件102b。第二竖直杆106b通过球窝接头108b在一个端部处连接至偏转杆104b。竖直杆106b通过共轴头部150在另一个端部处连接至骨锚固件102c。

图1E的动态稳定组件因此具有稳定每个脊柱层（191-192和192-193）的竖直杆106a、106b。竖直杆106a、106b中的每一个在一个端部处刚性地紧固至骨锚固件（102b、102c）。竖直杆106a、106b中的每一个在另一个端部处通过球窝接头108a、108b紧固至偏转杆104a、104b，由此容许通过动态稳定组件进行某些移动和负载均分。偏移连接器170和共轴头部150允许组装用于多种不同的病人解剖结构的动态稳定组件190和/或安放骨锚固件102a、102b和102c。相同的或类似的动态稳定组件将被优选地植入在脊柱的左侧部上。应当注意的是动态稳定组件190不需要水平条或锁定螺钉，由此与具有该额外硬件的系统相比减少了组织和/或骨头暴露于外来物体。因此，图1F的动态稳定组件具有小印迹，所述小印迹潜在地减少组织和/或骨头的移动量、减少在外科手术过程中对组织和/或骨头的创伤。此外，更小的印迹能够减少在植入过程中需暴露的组织的数量。

偏转杆/加载杆

本发明的实施例的一个特征为由偏转杆提供的负载均分和运动范围。偏转杆提供所需的刚度和支承以支承在正常脊柱活动过程中施加于脊柱上的负载，由此恢复改善的脊柱功能而不牺牲所有的运动功能。偏转杆还将锚固系统部件与由动态稳定组件施加的力隔离，由此降低在骨锚固件和附接有骨锚固件的骨头上的应力。此外，通过选择偏转杆或加载杆的适当的刚度以匹配病人的生理结构和病人置于脊柱上的负载，对于病人会产生更好的结果。

偏转杆包括可偏转柱、顺从套筒以及固定架。可偏转柱和固定架通常由生物可兼容的金属制成，例如钛和不锈钢。套筒由顺从材料制成，例如顺从的聚合物。固定架以容许可偏转柱偏转的方式将偏转杆紧固至锚固设备。可偏转柱构造为连接至竖直杆系统。可偏转柱可以通过压缩套筒的顺从材料而相对于固定架偏转。套筒的形变将力/偏转特性赋予可偏转柱。柱相对于固定架的移动容许骨锚固件（及骨锚固件植入其中的椎骨）相对于竖直杆受控的移动，由此在容许椎骨移动的同时支承附接有骨锚固件的椎骨。

通过适当地选择柱、套筒和固定架的设计、材料和尺寸能够制造从高刚性的构造到非常柔性的构造的偏转杆。可以基于特定病人的生理需求选择具有特定的刚度/柔性的偏转杆以用于动态稳定组件。在优选的实施例中，选择偏转杆的刚度/柔性以提供负载均分以及病人的正常活动范围的50%至100%，并且更优选地病人的正常活动范围的70%至100%。

在某些情况下，动态稳定组件的某些偏转杆能够具有与其他偏转杆不同的刚度或刚性或柔性。因此，在相同的组件中，根据病人的需求，第一偏转杆能够具有第一柔性或刚度或刚性，并且第二偏转杆能够具有第二不同的柔性或刚度或刚性。动态稳定组件的特定实施例可以应用对动态稳定组件的每个层和/或侧部均具有不同偏转特性的偏转杆。换言之，基于不同刚度特性的设计和选择，动态稳定组件的一个部分可以提供比其他部分更大的移动阻力，如果该构造对于病人有利的话。

图2A至2G说明根据本发明的实施例的偏转杆的第一实施例的设计和操作。图2A示出偏转杆200的分解图。偏转杆200包括保持器202、可偏转柱204、套筒206、护罩208、轴环210、螺钉212以及球214。偏转杆200在球窝接头处连接至竖直杆216，所述球窝接头包括球214、凹处218以及盖220。护罩208和轴环210牢固地相互附接（或者一体成型）并且制成固定架207。螺纹孔211倾斜地穿过轴环210。螺纹孔211构造为接收螺钉212。套筒206由允许可偏转柱204相对于护罩208移动的顺从材料制成。可偏转柱204可以因此如箭头230所示围绕球形保持器202的中心在任何方向上枢转。套筒206控制并限制可偏转柱204的偏转。可偏转柱204还能够如箭头232所示围绕柱和骨锚固件的纵向轴线旋转。

现在参考图2B，所述图2B示出完全组装的偏转杆200的立体图。当被组装时，可偏转柱204定位于套筒206内；套筒206定位于护罩208内。球214连接至可偏转柱204的近端端部以提供用于将偏转杆200连接至竖直杆216的球窝接头的部件。球214可以与可偏转柱204一体成型或者可以使用例如带螺纹的接头、焊接接头、粘合接头的接头牢固地附接至可偏转柱204。保持器202附接至可偏转柱204的远端端部以防止可偏转柱204被从套筒206中拉出。

如图2A中所示，保持器202可以为球形保持器202。保持器202可以与可偏转柱204一体成型或者可以牢固地附接至可偏转柱204。保持器202可以通过激光焊接、软焊或其他连结技术附接。例如，呈球、盘、板或其他形状形式的保持器202可以激光焊接至可偏转柱204的远端端部。替代地，保持器202可以使用例如螺纹机械地接合可偏转柱204。例如，锁环、带齿锁紧垫圈、扁销或其他机械设备能够被用于将可偏转柱204紧固至护罩208内。

偏转杆200的球214接收于竖直杆216的凹处内。盖220将球214紧固至竖直杆216的凹处内以产生球窝接头222，所述球窝接头222容许竖直杆216绕可偏转柱204的轴线旋转360度（如箭头234所示）并且还和垂直于可偏转柱204的轴线的平面倾斜（如箭头236所示）。因此，容许竖直杆216围绕与球窝接头222的球214的中心相对应的中心旋转和/或进行倾斜和/或转体移动。球214也能够通过可偏转柱204的偏转（如箭头230所示）相对于护罩208被移位。

图2C示出完全组装的偏转杆200沿图2B的线C-C指示的轴线的剖视图。如图2C中所示，套筒206占据可偏转柱204和护罩208之间的空间并且通过可偏转柱204在任何方向上朝向护罩208的偏转而被压缩。在某些实施例中，套筒206可以形成为与偏转杆200分离。例如，可偏转柱204和套筒206可以压配合至护罩208内。替代地或额外地，可以使用生物可兼容的粘合剂以将套筒206连结至护罩208和/或可偏转柱204。替代地，可以通过将可偏转柱204定位于护罩208内并且随后在可偏转柱204和护罩208之间的空间填充液体聚合物（聚合物试剂）并且容许聚合物固化（聚合）而将套筒206成形就位。

图2C还说明连接竖直杆216和偏转杆200的可偏转柱204的球窝接头222的内部细节。竖直杆216在一个端部处包括盘状凹处218。可偏转柱204的近端端部穿过竖直杆216的盘状凹处218中的孔219。可偏转柱204的直径小于孔219的直径。一旦可偏转柱204的近端端部穿过孔219，则球214通过例如攻丝、融合、胶合、压配合和/或激光焊接技术附接至可偏转柱204。孔219的直径小于球214的直径以防止球214从孔219中穿回去。一旦球214定位于竖直杆216的盘状凹处218内，则盖220被例如攻丝、融合、胶合、压力配合和/或激光焊接至凹处218内，由此将球214紧固至盘状凹处218内。图2C还示出在护罩208的内部用于保持套筒206的可选的脊状物209。

图2D示出完全组装的偏转杆200沿图2B的线D-D指示的轴线的剖视图。如图2D中所示，套筒206占据可偏转柱204和护罩208之间的空间并且通过可偏转柱204在任何方向上朝向护罩208的偏转而被压缩。套筒206抵抗可偏转柱204从与套筒206的纵向轴线共线的位置向外偏转。套筒206的尺寸和材料可以被调节以产生偏转杆所需的偏转/负载特性。

图2E和2F说明可偏转柱204的偏转。向球窝接头222施力导致可偏转柱204相对于包括护罩208的固定架207(以及可以安装有可偏转柱204的任何骨锚固件)偏转。起初可偏转柱204围绕由X指示的枢转点203枢转。在该实施例中枢转点203定位于球状保持器202的中心。然而在其他实施例中，枢转点可以定位于不同的位置。如图2E中所示，可偏转柱204的偏转起初压缩在可偏转柱204和护罩208之间的套筒206的材料。偏转可偏转柱204所需的力取决于可偏转柱204、套筒206和护罩208的尺寸以及套筒206的材料的属性。

通过改变可偏转柱204、套筒206和护罩208的尺寸，偏转杆200的偏转特性能够被改变。偏转杆的部件的刚度能够通过例如增大柱的直径和/或减小护罩和偏转引导件的内表面的直径而增加。额外地，增大柱的直径将增加偏转杆的刚度，与此同时，减小柱的直径将减小偏转杆的刚度。替代地和/或额外地，改变包括偏转杆的部件的材料也能够影响偏转杆的刚度和运动范围。例如，以更刚硬的和/或更坚硬的材料制成套筒206将减小可偏转柱204的偏转。

偏转杆的刚度因此可以根据病人的需求而改变或定制。偏转杆的偏转特性能够构造为接近脊柱的自然动态运动，同时给予该区域的脊柱的动态支承。可以构思的是例如，偏转杆能够以如下的刚度制成，所述刚度能够复制自然完好的脊柱的运动范围和柔性的70％、自然完好的脊柱的运动范围和柔性的50％、自然完好的脊柱的运动范围和柔性的30％。在某些情况下，具有带有不同的力/偏转特性的一组偏转杆的工具盒被提供给医生，医生可以从所述工具盒中选择对于特定的病人来说最适合的偏转杆。在其他情况下，外科医生可以在基于操作前的评估的程序进行之前选择偏转杆。

套筒206优选地由顺从的生物可兼容的聚合物制成。套筒206可以由例如诸如

的聚碳酸酯氨基甲酸乙酯(PCU)制成。如果套管包括

聚碳酸酯氨基甲酸乙酯或其他亲水性聚合物，那么套管还能够作为用于使可偏转柱204相对于可偏转柱204的纵向轴线（见图2B的箭头232）旋转的流体润滑过的轴承。在优选的实施例中，套筒由PCU制成，套筒在未被压缩时2毫米厚并且可以通过柱的偏转而被压缩至厚度大约1毫米。

套筒也可以包括具有不同特性的聚合物区域。例如，套筒能够包括一个或多个聚合物的同心环，且每个环具有不同的刚度或硬度计的硬性。例如，从中心向外的每个连续的环均能够具有更高的硬性或刚度或硬度计，以便当柱从与套筒的纵向轴线共线的位置向外偏转时提供阻止进一步偏转的增加的阻力。套筒也可以设计为在不同的方向上提供不同的力偏转特性。可偏转柱也能够设计为随着柱的偏转增加而阻力变得更小。

如图2F中所示，在进一步偏转后，可偏转柱204与护罩208的限制表面228接触。限制表面228被定向以使得当可偏转柱204接触限制表面228时，在一个区域上分布所述接触以减小在可偏转柱204和限制表面228上的应力。正如所描述的，限制表面228构造为使得当可偏转柱204偏转至接触限制表面228时，限制表面228相对于可偏转柱204对齐/齐平，从而提供更大的表面以吸收任何负载并且还减小可偏转柱204上的应力和限制表面损害。额外的偏转可以导致可偏转柱204的弹性形变。因为可偏转柱204为相对刚硬的，所以在可偏转柱204接触护罩208后偏转可偏转柱204所需的力显著地增加。在优选的实施例中，可偏转柱204可以在接触限制表面228之前在任何方向上偏转0.5至2毫米。更优选地，可偏转柱204可以在接触限制表面228之前偏转近似1毫米。

因此，由于负载或力首先由脊柱施加于偏转杆，因此当可偏转柱204的偏转导致如图2E中所示的套筒206的压缩时偏转杆的偏转基本上线性地响应该阶段过程中的负载的增加。在偏转大约1毫米之后，当可偏转柱204接触限制表面228（如图2F中所示）时偏转杆变得更加刚硬。此后，因为进一步的偏转需要可偏转柱204的弯曲，所以更大量的负载或力需要置于偏转杆上以获得在该点之前实现的相同的偏转增加量。因此，偏转杆提供如下运动范围：当偏转增加时所支承的负载基本上线性地增加，并且随后随着偏转的增加，所支承的负载以非线性的方式更加快速地增加以提供稳定性。换句话说，当偏转/负载增加时偏转杆变得更加刚硬。在结合偏转杆的动态稳定组件中，负载均分和偏转由可偏转柱和接骨螺钉或诸如骨锚固件102的整个骨锚固件之间的偏转杆提供，并且在较小的程度上在诸如竖直杆106（图1B）的竖直杆中提供、或者不在所述竖直杆中提供。

图2G为说明将偏转杆200植入椎骨240中的剖视图。如图2G中所示，骨锚固件102被定向以便于穿过椎弓根242至椎体244内。注意：基于病人的解剖结构选择骨锚固件102的长度。因此较短的骨锚固件用于较小的椎骨中并且较长的骨锚固件用于较大的椎骨中。如图2G中所示，骨锚固件102具有与外壳130相邻的较浅螺纹250。螺纹250接合在椎骨240的表面上的较硬的骨皮质246。骨锚固件102具有朝向骨锚固件102的远端端部的较深螺纹252。螺纹252接合在椎体244内的较软的松质骨248。

如图2G中所示，偏转杆200安装至骨锚固件102内以使得枢转点203定位于椎骨240的表面下方。可偏转柱204围绕定位于椎骨240内的该枢转点203枢转。优点在于：将可偏转柱204的枢转点203置于更接近椎体244并且因此更接近脊柱的自然瞬时旋转中心。将枢转点203置于更接近椎体244促进自然运动并且减小骨头上的非生理性力以及系统上的应变。将枢转点203置于更接近椎体244还帮助将骨锚固件102与椎骨240和竖直杆216之间的相对运动隔离，所述竖直杆216将一个椎骨连接至另一个椎骨。枢转点203优选地位于椎骨的表面处或其下方，并且更优选地枢转点203在椎骨240的松质骨248内。甚至更优选地，枢转点203通过椎骨240的椎弓根242定位。在某些情况下，枢转点203可以定位于椎体244内。

替代的偏转杆/加载杆

图3A-3H说明第一替代的偏转杆300。图3A示出替代的偏转杆300的分解图。偏转杆300包括球形保持器302、可偏转柱304、套筒306、护罩308、轴环310、以及固定架314。在该实施例中，保持器302为与可偏转柱304一体成型的球形结构。在该实施例中，固定架314为适于连接至竖直杆的可偏转柱304的近端端部。球可以用于代替先前所述的固定架314。在该实施例中，固定架314与可偏转柱304和保持器302一体成型。在替代的实施例中，可偏转柱304可以与固定架314和保持器302中的一个或多个分离形成并且通过激光焊接、软焊或其他连结技术牢固地附接至固定架314和保持器302中的一个或多个。替代地，可偏转柱304可以分离形成并且使用例如螺纹机械地接合固定架314和保持器302中的一个或多个。例如，锁环、带齿锁紧垫圈、扁销或其他机械设备能够用于将可偏转柱304紧固至固定架314和保持器302中的一个或多个。

套筒306由允许可偏转柱304相对于护罩308移动的顺从的材料制成。套筒306有效地控制并限制可偏转柱304的偏转。套筒306优选地由仅作为示例诸如的PCU的顺从的生物可兼容的的聚合物制成。选择套筒306的材料特性和尺寸以达成用于可偏转柱304所需的力/偏转特性。在优选的实施例中，套筒由PCU

制成，并且当未压缩时为2毫米厚且可以通过柱的偏转被压缩至厚度大约1毫米。也可以例如通过提供凹槽307而将套筒306的形状设计为修改套筒306的顺从性。套筒306装配至包围可偏转柱304的护罩308内。

偏转杆300构造为安装至骨锚固件320中，所述骨锚固件320包括连接至外壳330的接骨螺钉322。外壳330具有腔332，所述腔332在近端端部处定向为沿骨锚固件320的轴线并且构造为接收偏转杆300。外壳330还具有适于安装例如偏移连接器的部件的外部表面334。外壳330在某些实施例中可以为如先前所述的圆柱形的。如图3A中所示，外壳330的外部表面334设有键槽/凹槽336。键槽/凹槽336可以被驱动件接合，所述驱动件匹配用于植入骨锚固件320的键槽/凹槽336。

现在参考图3B，所述图3B示出组装有骨锚固件320的偏转杆300的立体图。当被组装时，可偏转柱304定位于图3A的套筒306内；套筒306定位于图3A的护罩308内。可偏转柱304、套筒306和护罩308随后置于骨锚固件320的图3A的腔332内。带螺纹的轴环310随后紧固至腔332的带螺纹的近端端部中。带螺纹的轴环310具有用于接收销钉扳手的销的两个插口311，以容许带螺纹的轴环310被拧紧至外壳330的螺纹338。带螺纹的轴环310在安装后激光焊接至外壳330以进一步紧固部件。带螺纹的轴环310将可偏转柱304、套筒306以及护罩308紧固至骨锚固件320的腔332内。

图3C示出组装有骨锚固件320的偏转杆300沿由图3B的线C-C指示的轴线的剖视图。如图3C中所示，套筒306占据可偏转柱304和护罩308之间的空间并且通过可偏转柱304在任何方向上朝向护罩308的偏转而被压缩。保持器302装配至在外壳330的腔332的底部中的半球状凹处339内。护罩308包括凸缘309，所述凸缘309在容许球形保持器302旋转的同时将球形保持器302紧固至半球状凹处339内。轴环310将护罩308和套筒306均紧固至外壳330内。如果套筒306包括聚碳酸酯氨基甲酸乙酯或其他亲水性聚合物，那么套筒306能够作为流体润滑的轴承并且容许柱也围绕柱和骨锚固件的纵向轴线旋转。其他材料和构造也能够容许柱围绕柱和骨锚固件的纵向轴线旋转。

图3D说明可偏转柱304的偏转。施力于固定架314导致偏转杆300的可偏转柱304的偏转。起初可偏转柱304围绕由X指示的枢转点303枢转。可偏转柱304可以围绕枢转点303在任何方向上枢转。并存地或替代地，可偏转柱304能够围绕可偏转柱304的长轴线（所述长轴线也穿过枢转点303）旋转。在该实施例中，枢转点303定位于球形保持器302的中心处。如图3D中所示，可偏转柱304的偏转起初压缩套筒306的材料。偏转可偏转柱304所需的力取决于可偏转柱304、套筒306以及护罩308的尺寸以及套筒306的材料的属性。

在进一步的偏转后，可偏转柱304接触轴环310的限制表面313。限制表面313被定向以使得当可偏转柱304接触限制表面313时，在一个区域上分布所述接触以减小在可偏转柱304上的应力。在可偏转柱304接触限制表面313后，进一步的偏转需要可偏转柱304的形变（弯曲）。在优选的实施例中，可偏转柱304为直径5毫米的钛柱。可偏转柱304为相对刚硬的，并且在可偏转柱304接触轴环310后偏转可偏转柱304所需的力因此显著地增加。在优选的实施例中，可偏转柱304可以在接触限制表面313之前在任何方向上偏转0.5毫米至2毫米。更优选地，可偏转柱304可以在接触限制表面313之前偏转近似1毫米。

在不同的轴环中轴环310的内直径可以是不同的，以使得在不同的偏转杆中限制表面313和可偏转柱304之间的距离是不同的。这容许制造在柱和限制表面接触之前具有更大或更小的偏转范围的偏转杆。通过该方法，偏转杆可以被制造为具有不同的运动范围。此外，限制表面313和可偏转柱304之间的距离不必在所有的方向上都是相同的，以便于偏转杆的运动范围在不同的方向上是不同的。

参考图3D，由于负载或力首先由脊柱施加于偏转杆300，因此当可偏转柱304的偏转导致套筒306被压缩时可偏转柱304的偏转大体上线性地响应负载在该阶段过程中的增加。在偏转大约1毫米之后，可偏转柱304接触限制表面313并且偏转杆变得基本上更加刚硬。因为进一步的偏转需要可偏转柱304的弯曲，所以更大量的负载或力需要置于偏转杆上以获得在该点之前所实现的相同的偏转增加量。在本实施例中，由负载导致的偏转量为非线性函数。偏转杆提供如下运动范围：当偏转增加时支承的负载大体上线性地增加，并且随后随着偏转的增加支承的负载更加迅速地增加（一旦柱与限制表面接触）。替代地，如果需要的话，本实施例可以设计为使得偏转量的变换速率可以为更大运动范围的线性函数；例如通过增加限制表面313和可偏转柱304之间的距离。

图3E为说明将偏转杆300植入椎骨240中的剖视图。如图3E中所示，骨锚固件320被定向以便于穿过椎弓根242至椎体244。注意：基于病人的解剖结构选择骨锚固件320的长度。因此较短的骨锚固件用于较小的椎骨中并且较长的骨锚固件用于较大的椎骨中。如图3E中所示，骨锚固件320的外壳330整体安装于椎骨240的表面上方。偏转杆300的枢转点303定位于外壳330内以便于枢转点303在本实施例中定位于接近椎骨240但是在椎骨240外侧。

在替代的实施例中，如图3F中所示，可偏转柱304围绕定位于椎骨240内的枢转点353枢转。其优势在于：将可偏转柱304的枢转点353置于更接近椎体244且因此更接近脊柱的自然瞬时旋转中心。将枢转点353置于更接近椎体244促进自然运动并且减小在骨头上的非生理性力以及在动态稳定组件上的应变。特别地，将枢转点353置于更接近椎体244帮助将骨锚固件320与椎体240和动态稳定组件的竖直杆之间的相对运动隔离，所述竖直杆将脊柱的一层连接至相邻的层。枢转点353优选地在椎体240的表面处或在其下方。更优选地，枢转点353通过椎体240的椎弓根242定位。在某些情况下，枢转点353可以定位于椎体244内。

图3G示出应用偏转杆300的动态稳定组件的侧视图。如图3G中所示，偏转杆300安装于骨锚固件320中。骨锚固件320植入一个椎体370中（见图3E）。多轴型螺钉350植入第二椎体372中。竖直杆360在一个端部处紧固至偏转杆300的固定架314。固定架314在本实施例中穿过竖直杆360中的孔。固定架314的近端端部为带螺纹的以便于竖直杆360可以通过带螺纹的螺母362紧固至固定架314。在本实施例中，如图3G中所示，竖直杆360刚性地紧固至可偏转柱304。刚性的连接提供相对刚硬的组件。然而，在需要更大运动范围之处，可偏转柱304可以设有球形端部并且竖直杆360可以通过如前参考图1A-1B所述的球形接头连接至可偏转柱304。

竖直杆360在另一个端部处安装至多轴型螺钉350的多轴型头部352。该螺钉可以为标准的多轴型螺钉，例如在市场上可得的5.5毫米多轴型螺钉。替代地，该螺钉可以为具有多轴型头部（例如前述参考图1C的多轴型头部）的骨锚固件。在优选的实施例中，竖直杆360为如在刚性脊柱植入物中使用的直径5.5毫米的钛杆。竖直杆360使用例如带螺纹的配件、止动螺钉354紧固至多轴型头部352。竖直杆360因此支承椎骨，同时偏转杆300提供负载均分并且容许椎骨370相对于椎骨372相对运动。因此，动态稳定组件提供脊柱的动态稳定性。动态稳定组件可以使用安装至骨锚固件320的外壳330的偏移连接器而被扩大至两层或更多层。应当理解的是，偏移连接器能够包括用于协助接合外壳330的带凹槽的环（见例如图3H的开口扳手380的形状）。因此，提供用于创造多层动态稳定组件的模块化系统。

图3H说明用于将骨锚固件320驱动就位的开口扳手380。图3H的骨锚固件320具有外壳330。偏转杆300安装至外壳330内并且通过带螺纹的轴环310紧固就位（图3A和3B）。带螺纹的轴环310接合在外壳330内部的螺纹。轴环310具有可以通过销钉扳手接合以将轴环310固定至外壳330的两个孔311。轴环310也可以焊接至外壳330以进一步将偏转杆300与外壳330一同紧固。在本实施例中，偏转杆300设计为在植入之前和骨锚固件320进行预组装。

如图3H中所示，外壳330的外部表面334设有形式为多个键槽336的表面特征。键槽336被定向为与骨锚固件320的纵向轴线平行并且以规则的间隔从外壳330突起。开口扳手380具有设计用于接合外壳330的外部表面334的头部382。通过该工具，外壳330能够被接合并且围绕骨锚固件320的纵向轴线旋转以将骨锚固件驱动至骨头内。开口扳手380可以设有扭矩限制或扭矩测量部件以便于安装骨锚固件320。在替代的实施例中可以使用套节以代替开口扳手接合外壳330。

图3I示出从组件的偏转杆端部观察的骨锚固件320和偏转杆300的平面图。如图3I中所示，16个键槽336环绕外壳330的外部表面334均匀地间隔开。轴环310的直径等于或小于在键槽336区域中的外壳330的最小直径，以容许在无需来自轴环310的干预的情况下通过互补的工具或连接器接合键槽336。在其他的实施例中可以有更多或更少的键槽数量。

图3I示出适于接合外壳330的套节扳手384的剖视图。套节扳手384具有与外壳330的键槽336互补的多个键槽386。套节扳手384可以因此在偏转杆300和外壳330上方滑移并且如图3I所示定位。当就位时，套节扳手384可以用于旋转外壳330以将骨锚固件320安装于骨头中（或则将骨锚固件从骨头移除）。套节扳手384应当在内部轮廓上与外壳330的外部轮廓334互补。套节扳手384不需要如外壳330具有的键槽336那么多的键槽386，只要键槽386正确定位以接合外壳330的键槽336的一些或全部即可。开口扳手或其他驱动件可以采取同样的接合表面设计以接合外壳330的键槽336的一些或全部。

类似地，接合骨锚固件的外壳的连接器也可以容易地适于接合外壳330的键槽336。举例来说，图3J示出适于接合键槽336的图1D的连接器170。连接器170从外部安装至骨锚固件320的外壳330。图3J中示出的连接器170的部件包括锁定止动螺钉176、夹紧环180和座板182。如图3J中所示，夹紧环180具有在内直径上与外壳330的键槽336互补的多个键槽396。因此在将骨锚固件320植入椎骨中后夹紧环180可以在偏转杆300和外壳330上方滑移并且如图3J中所示定位。键槽396接合外壳330的键槽336。通过键槽396和336防止夹紧环180环绕外壳330自由旋转。其优势在于：通过防止夹紧环180在负载之下环绕外壳330滑移而提高动态稳定组件的稳定性。当夹紧环180以相对于骨锚固件320所需的角度定位时，止动螺钉176可以拧紧至竖直杆（未示出）上以将竖直杆夹紧至座板182并且也可以抵靠外壳330的外部表面334拧紧夹紧环180。因此连接器也可以用于将竖直杆牢固地附接至骨锚固件320的外壳330。

夹紧环180（以及因此连接器170）可以安装于环绕外壳330的16个位置中的任一个（位置之间以22.5度分开）。如果需要更小的定位间隔尺寸，那么可以使用更大量的键槽336。夹紧环180应当在内部轮廓上与外壳330的外部表面334互补。夹紧环180不需要具有如外壳330具有的键槽336那么多的键槽396，只要键槽396正确定位以接合外壳330的键槽336的一些或全部即可。如图1D中所示的无任何键槽的夹紧环180仍然可以用于接合外壳330。

其他连接器可以类似地适于接合骨锚固件320的外壳330的键槽336。类似地，本文讨论的其他骨锚固件可以在外壳的外部上设有键槽以便于安装并增强连接器的固定架。在替代的实施例中，不同的表面特征可以应用于外壳的表面上以通过工具或连接器接合。例如，外壳可以在外部截面上形成为多边形的并且具有8、3、12、16或更多侧部。与该外壳一同使用的工具或连接器将具有设计用于接合8、3、12、16或更多侧部的互补的内部轮廓。替代地，外壳可以以规则间距设有多个孔。与该外壳一同使用的工具或连接器可以设有设计用于以销钉扳手形式接合在多个位置中的孔的一个或多个销。相反地，外壳可以设有一个或多个突出销以及具有多个互补的孔的工具或连接器。替代地，外壳和连接器中的一个或全部可以设有诸如点、浅凹、脊状物等的设计用于增加外壳和连接器之间的摩擦接合的浅表面特征。在后一种情况下，外壳和连接器的特征不必一定相互互补并且连接器和外壳可以在任何角位置处相互接合。

本发明的实施例的一个特征为由偏转杆提供的负载均分。偏转杆提供所需的刚度和支承以在正常的脊柱运动过程中支承施加于脊柱上的负载，由此无需牺牲全部运动功能而恢复改善的脊柱功能。偏转杆还将锚固系统部件与由动态稳定组件施加的力隔离，由此减小在骨锚固件及附接有骨锚固件的骨头上的应力。在特定的实施例中，本发明的偏转杆被定向为与骨锚固件的纵向轴线共轴，所述偏转杆附接至所述骨锚固件或被结合至所述骨锚固件。此外，通过选择适合的偏转杆或加载杆的刚度以匹配病人的生理结构以及病人置于脊柱上的负载，对于病人产生更好的结果。

为了应用本发明的偏转杆以建造动态稳定组件，偏转杆与竖直杆联接。偏转杆可以根据动态稳定组件的需要以固定的、枢转的或柔性的方式联接至竖直杆。用于将偏转杆联接至竖直杆的一个机构为在图2A-2C和图2E-2G中举例说明的球窝接头222。如图2B中所示，竖直杆216以如下方式通过球窝接头222联接至可偏转柱204，所述方式容许竖直杆216围绕可偏转柱204的长轴线旋转并且还相对于可偏转柱204枢转。这两个自由度在植入过程中和完成的动态稳定组件中均存在。通过比较图2C、2E和2F，能够看出当可偏转柱204偏转时竖直杆216和可偏转柱204之间的角度改变。该角度上的改变通过在球214球窝接头222中的旋转而实现。

用于将偏转杆联接至竖直杆的第二机构为图3A-3H中说明的偏转杆300的带螺纹的固定架314。如图3G中所示，竖直杆360通过螺母362紧固至带螺纹的固定架314。在螺母362被拧紧之前竖直杆360能够环绕固定架314旋转，但是之后，竖直杆360刚性地紧固至可偏转柱304。在完成动态稳定组件后，竖直杆仍然能够环绕骨锚固件320的长轴线旋转，原因在于可偏转柱304可以相对于骨锚固件320的长轴线旋转。然而，竖直杆360和可偏转柱304之间的角度是固定的。因此，由椎骨移动导致的竖直杆360和可偏转柱304之间的任何角度改变必须通过竖直杆360和可偏转柱304的形变（弯曲）而实现。竖直杆360和可偏转柱304为相对刚硬的，并且因此与可以不弯曲竖直杆和可偏转柱而使用例如球窝接头实现角度改变的动态稳定组件相比，动态稳定组件是刚硬的。因此，将竖直杆联接至偏转杆的机构影响组装动态稳定系统的难易程度以及还有动态稳定组件的刚度。

替代的骨锚固件和复合脊柱杆

图4A-4C说明骨锚固件和复合脊柱杆，所述骨锚固件和所述复合脊柱杆协作以非常近似上述脊柱的自然运动。图4A-4C说明骨锚固件400的优选的实施例。图5A-5D说明复合脊柱杆500的优选的实施例。图6A-6C说明在动态稳定假体600中的结合有复合脊柱杆500的骨锚固件400的组合运动。

图4A示出骨锚固件400的分解图。图4B示出骨锚固件400在被组装时的立体图。图4C示出骨锚固件400的剖视图。首先参考图4A，骨锚固件4在本实施例中包括三个部件：接骨螺钉420、可偏转柱440、以及盖410。接骨螺钉420包括带螺纹的轴422，所述带螺纹的轴422在一个端部处具有外壳430。外壳430在某些实施例中可以如之前所述为圆柱形的并且在某些实施例中设有键槽/凹槽。外壳430优选地与带螺纹的轴422一体成型。外壳430具有定向为沿带螺纹的轴422的轴线的腔432。腔432在外壳430的近端端部处为敞开的并且构造为接收可偏转柱440。

在优选的实施例中，可偏转柱440为直径5毫米的钛柱。可偏转柱440在一个端部处具有保持器442。在可偏转柱440的另一个端部处的为固定架444。保持器442为球形的或球状结构以形成将可偏转柱440连接至接骨螺钉420的联结件的一部分。固定架444为构造用于将可偏转柱440连接至竖直杆部件（未示出，但是见例如图5A-5C）的小轮廓固定架。固定架444包括可以紧固有竖直杆部件的带螺纹的圆柱体446。固定架444在某些实施例中还包括多边形段445以防止部件相对于固定架444旋转。

固定架444包括阳六角形延伸件448，所述阳六角形延伸件448可以被工具接合以在附接至竖直杆过程中保持固定架444。在阳六角形延伸件的近端端部处为用于将阳六角形延伸件448紧固至工具的接管449。六角形延伸件448为脱离的部件。在六角形延伸件448和带螺纹的圆柱体446之间为沟槽447。沟槽447减小可偏转柱440的直径以使得当在附接竖直杆过程中达到所需的扭矩水平时六角形延伸件448从带螺纹的圆柱体446脱离。脱离扭矩由剩余的材料的直径和材料的特性决定。在优选的实施例中脱离扭矩近似30英尺磅。因此，六角形延伸件448在植入过程中脱离并且被移除。接管449由工具接合以移除六角形延伸件448。可偏转柱440还设有与固定架444紧密相邻的平坦件443。平坦件417容许在六角形延伸件448被移除后可偏转柱440由工具接合。

再次参考图4A，盖410设计用于执行多个功能，所述多个功能包括将保持器442紧固于骨锚固件420的腔432中。盖410具有用于接收可偏转柱440的中心孔412。在图4A的实施例中，盖410具有适于通过植入工具或安装例如偏移连接器的部件而接合的表面特征414，例如键槽或凹槽。表面特征414可以例如由驱动件接合，所述驱动件与表面特征414匹配以用于将骨锚固件400植入骨头中。如图4A中所示，盖410包括与轴环段416连接的圆柱形护罩段418。护罩段418设计用于与外壳430的腔432匹配。护罩段418在与轴环段416相邻处具有螺纹以接合在外壳430的腔432的近端端部处的螺纹。护罩段418的远端端部包括用于将保持器442紧固至外壳430的腔432内的凸缘419。

骨锚固件400在被植入病人之前被组装。图4B示出骨锚固件400在被组装时的立体图。当被组装时，可偏转柱440定位于穿过盖410。盖410随后紧固至骨锚固件420的外壳430的腔432（见图4A和4C）的带螺纹的端部。盖410具有表面特征414，所述表面特征414用于通过扳手接合以容许盖410拧紧至外壳430。例如，盖410可以为六角形或八角形形状或者可以具有键槽和/或凹槽和/或其他叠加元件。盖410可以替代地或额外地在安装后被激光焊接至外壳430。盖410将可偏转柱440紧固至骨锚固件420的腔432内。可偏转柱440从外壳430和盖410延伸出来以使得固定架444可接近以用于连接至竖直杆。骨锚固件400以图4B中所示的构造并且在附接竖直杆或其他脊柱杆之前被植入骨头中。在将骨锚固件400植入骨头过程中（见例如图13A-13D）可以使用特殊的工具以接合盖410的表面特征414。

图4C示出骨锚固件400的剖视图。保持器442装配至在外壳430的腔432的底部中的半球状凹处439内。盖410的底部边缘包括弯曲凸缘419，所述凸缘419在容许球状保持器442枢转并且旋转的同时将球状保持器442紧固至半球状凹处439内。因此，在本实施例中形成球窝接头。图4C还说明可偏转柱440的偏转-虚线。施力于固定架444导致骨锚固件400的可偏转柱440的偏转。可偏转柱440围绕由X指示的枢转点403枢转。可偏转柱440可以如箭头450所示围绕枢转点403在任何方向上枢转。并存地或替代地，可偏转柱440能够如箭头452所示围绕可偏转柱440的长轴线（所述长轴线也从枢转点403中穿过）旋转。在本实施例中，枢转点403定位于球状保持器442的中心处。在优选的实施例中，可偏转柱440可以在接触限制表面413之前在任何方向上偏转0.5毫米至2毫米。更优选地，可偏转柱440可以在接触限制表面413之前偏转近似1毫米。在偏转固定的量后，可偏转柱440与盖410的限制表面413接触。限制表面413被定向为当可偏转柱440接触限制表面413时，在一个区域上分布所述接触以减小在可偏转柱440上的应力。在本实施例中，可偏转柱440接触圆锥形限制表面413的整个倾斜侧部。在另一个实施例中，可偏转柱可以仅接触定位于盖410的凸缘419远侧的限制环。在可偏转柱440接触限制表面413后，进一步的偏转需要可偏转柱440的形变（弯曲）。

图5A-5C示出复合脊柱/竖直杆的替代的实施例的分解图、立体图和剖视图。首先参考图5A，复合杆500包括通过销502连结至杆530的联接件510。如图5A中所示，联接件510具有在一个端部处的固定架512和在另一个端部处的U形夹518。固定架512构造用于紧固至骨锚固件。固定架512包括孔口514，所述孔口514从固定架512中穿过并且其尺寸设计为接收骨锚固件的固定架（见例如图4A和4B的固定架444）。孔口514在某些实施例中构造为与骨锚固件的固定架匹配以例如通过剖面为多边形来阻止旋转。然而，在替代的实施例中孔口514的剖面为圆形的。联接件510适于使用例如带螺纹的螺母紧固至骨锚固件。联接件510在某些实施例中设有凹部516以减小在联接件510上方的螺母的轮廓。

联接件510通过偏移或弯折（dogleg）连接器526连接至U形夹518。除其他部件之外，弯折连接器526也提供脊柱假体的增强的运动以便于假体能够模仿脊柱的自然运动（见例如图5C）。U形夹518具有通过插槽522分开的两个臂520。每个臂520均具有用于接收销502的孔521。插槽522的尺寸设计为接收形成于杆530的一个端部处的盘532。盘532也具有用于接收销502的孔534。因此杆530可以围绕销502的旋转轴线相对于联接件510旋转。在本实施例中，除了销轴线与孔口轴线偏移之外，销502的旋转轴线还与孔口514的轴线大体上垂直。

图5B示出在被组装时的复合杆500。复合杆500在植入病人之前被组装。盘532置于臂520之间的插槽522中。孔534与孔521对齐。销502随后插入臂520之间、横跨插槽522且穿过孔534，由此将盘532紧固至插槽522内。销502能够通过例如激光焊接机械地紧固或连结至U形夹518。

图5C示出复合杆500在被组装和安装至图4A-4C的骨锚固件400的固定架444的剖视图。如图5C中所示，联接件510的固定架512通过螺母511紧固至可偏转柱440的固定架444。联接件510还通过销502连结至杆530。联接件510的固定架512具有用于接收骨锚固件400的固定架444的孔口514。在被组装后，杆530如箭头538所示环绕销502的轴线相对于联接件510自由地枢转。此外，应当注意的是，枢转销502和枢转轴线定位于外壳430的侧部并且与骨锚固件400的带螺纹的轴422的纵向轴线大体上垂直并且从骨锚固件400的带螺纹的轴422的纵向轴线偏移。此外，枢转销502定位于层下方，在所述层处复合杆500连接至骨锚固件400的可偏转柱440。固定架444和销502与复合杆500的销502近似等距并且围绕枢转点403枢转。然而，弯折连接器526改变销502相对于固定架444的位置。弯折连接器526的形状控制固定架444和枢转点403之间相对于销502的角度并且因此能够设计为调制枢转点403的移动方向。弯折连接器的长度控制销502和枢转点403之间的距离并且因此能够设计为调制枢转点403的移动量以用于联接件510的给定偏转量。由销502和转向连接器526赋予的枢转点403的运动通过如箭头540所示的联接旋转或与枢转点403一同平移的联接件510允许脊柱假体更非常近似脊柱的自然运动。

图5D示出应用组合有图5A-5C的复合杆500的图4A-4C的骨锚固件400的脊柱稳定假体540的侧视图。如图5D中所示，脊柱假体540能够用于稳定三个椎骨542a、542b、和542c。骨锚固件400植入椎骨542a的椎弓根544a中。传统的椎弓根螺钉550b、550c植入椎骨542b和542c的椎弓根544b、544c中。复合杆500的联接件512通过螺母546紧固至骨锚固件400的可偏转柱440的固定架444。杆530定位于头部552b、552c或椎弓根螺钉550b、550c中并且通过止动螺钉554b、554c紧固。脊柱稳定假体540以固定的关系将椎骨542b紧固至椎骨542c并且适于椎骨542b和544c之间的融合的后稳定。杆530还与椎骨542b和544c存在固定的关系。类似地，销502与杆530存在固定的关系。脊柱稳定假体在提供负载均分的同时允许椎骨542a相对于542b受控地移动。通过联接件510相对于杆530（见图5C）枢转以及可偏转柱440相对于骨锚固件420（见图4C）枢转并旋转而使椎骨542a能够相对于椎骨542b受控地移动。

在脊柱假体的替代的实施例中，使用较短的杆530并且复合杆500从骨锚固件400跨越两个椎骨到植入相邻椎骨中的单个传统椎弓根螺钉。通常，相同的或类似的稳定结构植入到脊柱的每个侧部上。此外，虽然组合有图4A-4C的骨锚固件400的复合杆500已经被示出，但是在其他的实施例中，复合杆500能够与具有本文所描述的可偏转柱的其他任一骨锚固件一同应用。

骨锚固件400具有小轮廓。因此，复合杆500安装至更接近椎骨的表面。此外，复合杆500的形状将杆530置于更接近椎骨的表面若干毫米。经常地，竖直杆的水平用于引导椎弓根螺钉安放于相邻的椎骨中的深度。虽然竖直杆能够被外科医生弯曲以补偿任何高度偏移，但是该过程在技术上是困难的。因此，外科医生经常优选将各种椎弓根螺钉布置成与安装点对齐而不弯曲竖直杆。骨锚固件400和复合杆500的小轮廓容许与其使用的传统椎弓根螺钉通过植入椎骨中的带螺纹的轴和与椎骨表面邻接的头部二者进行安装。这是优选的位置，原因在于其通过增加椎弓根螺钉和椎骨之间的接触面积并减小力矩臂而减小在椎骨和传统的椎弓根螺钉上的应力。

因此，图4A-4C的骨锚固件400的优势之一为小轮廓，所述小轮廓导致较小的组织创伤以及更好的系统定位以及与完全植入相邻椎骨中的椎弓根螺钉的更好对齐。图5A-5C的复合杆500增强小轮廓构造，所述小轮廓构造导致较小的组织创伤以及更好的系统定位以及与完全植入相邻椎骨中的椎弓根螺钉的更好对齐。在优选的实施例中，当被植入时骨锚固件400的盖的顶部距离椎骨的表面上方近似10毫米并且杆530的近端侧部（与椎骨最远的）距离椎骨的表面上方近似11毫米。同样在优选的实施例中当被植入时联接件510距离椎骨的表面不超过大约15毫米。

图6A-6C说明具有通过复合杆500连结至骨锚固件400的传统椎弓根螺钉610的脊柱假体600的运动。如图6A中所示，复合杆500的联接件510以固定的关系紧固至可偏转柱440。联接件510和可偏转柱440因此作为一个单元移动。类似地杆530以固定的关系紧固至椎弓根螺钉610。杆530以及椎弓根螺钉610因此作为一个单元移动。通过联接件510（以及可偏转柱440）相对于杆530（以及椎弓根螺钉610）枢转以及接骨螺钉420相对于可偏转柱440（以及联接件510）枢转和旋转，骨锚固件400能够以受控的方式相对于椎弓根螺钉610移动。在优选的实施例中，在杆530的远端表面和将椎弓根的表面连结至相邻的椎骨上的线之间的缝隙小于大约10毫米。更优选地在杆530的远端表面和将椎弓根的表面连结至相邻的椎骨上的线之间的缝隙小于大约10毫米。

图6A示出假设在骨锚固件400内无运动情况下接骨螺钉420相对于椎弓根螺钉610的移动。如图6A中所示，接骨螺钉420能够如箭头650所示相对于椎弓根螺钉610枢转。接骨螺钉420能够移动相当大的移动范围，例如从平行于椎弓根螺钉610移动正负90度。然而，旋转轴线为销502的轴线，所述销502的轴线从接骨螺钉420的轴线偏移由联接件510的长度控制的距离。联接件510的长度和形状导致联接件510的枢转以产生接骨螺钉420的枢转以及如箭头652所示接骨螺钉420相对于椎弓根螺钉610的净平移。

图6B示出假设在复合杆500内无运动情况下接骨螺钉420相对于椎弓根螺钉610的移动。如图6B中所示，接骨螺钉420能够如箭头654所示从可偏转柱440（以及椎弓根螺钉610）的轴线枢转正负10度。接骨螺钉围绕在可偏转柱440内的枢转点403枢转。接骨螺钉420还能够如箭头656所示环绕其长轴线相对于可偏转柱440旋转。

图6C为说明当组合有复合杆500使骨锚固件400赋予的组合运动的简图。如图6C中所示，骨锚固件400和复合杆500当被组合时容许比仅使用任一部件时更非常近似脊柱的自然运动的复杂的运动。例如，如图6C中所示，脊柱稳定假体600支承脊柱屈曲/延伸（箭头658）与背腹平移（箭头660）的联接。此外，脊柱稳定假体600还支承接骨螺钉420围绕自然的旋转中心662的移动。虽然未示出，脊柱稳定假体600还支承其他移动轴线的联接，例如侧向弯曲与轴向旋转的联接。

图7A说明与与偏转杆300一同使用的竖直杆710的优选的实施例。如图7A中所示，竖直杆710包括优选地为直径5.5毫米钛杆的杆711。竖直杆710在一个端部处具有凹处712，所述凹处712的尺寸设计为接收球720。球720优选地为钴铬球。球720具有设计用于紧密地接合固定架314的多边形段702的多边形孔722。球720插入凹处712内并且通过带螺纹的盖730紧固就位。凹处712具有螺纹以接收盖730。球720置于凹处712中并且随后盖730旋拧至凹处712的带螺纹部分内。盖730优选地为钛并且可以在被组装后通过激光焊接或其他方式紧固至竖直杆710。竖直杆710的部件-钛杆711、钛盖730、以及钴铬球720在使用之前被组装。

图7B和7C示出穿过竖直杆710的剖视图。图7B示出定位于杆711的凹处712内的球720。如图7B中所示，盖730和凹处712捕获球730以使得球730不能够从竖直杆710被移除。然而，球730能够如箭头750所示环绕孔722的轴线旋转360度。这容许竖直杆710环绕偏转杆的长轴线或安装有球730的骨锚固件旋转360度。球730也能够如图7C中的箭头752所示从图7B中所示的位置倾斜。在优选的实施例中球730能够在任何方向上倾斜7度，因此容许竖直杆710从相对于偏转杆或安装有球730的骨锚固件相垂直的方向倾斜7度。注意：固定架314和用于将竖直杆710紧固至固定架314的螺母设计为不干预旋转或倾斜的运动范围（见图3A）。

竖直杆710可以与标准的骨锚固件、偏转杆和骨锚固件（例如图3A的骨锚固件320和偏转杆300）、或多轴型螺钉一同使用。类似地，虽然图3A的偏转杆300和骨锚固件320的组件可以与竖直杆710一同应用，的那是也可以与不具有球窝接头的竖直杆一同应用。

替代的骨锚固件和复合脊柱杆

图8A-8D说明另一个替代的骨锚固件800。图8A示出骨锚固件800的分解图。图8B示出骨锚固件800在被组装时的立体图。图8C示出骨锚固件800的剖视图。图8D说明骨锚固件800的可偏转柱的偏转。

首先参考图8A，骨锚固件800在本实施例中包括四个部件：接骨螺钉820、可偏转柱840、定中心杆860、以及盖810。接骨螺钉820包括带螺纹的轴822，所述带螺纹的轴822在一个端部处具有外壳830。外壳830在某些实施例中可以为如前所述的圆柱形并且在某些实施例中设有键槽/凹槽。外壳830优选地与带螺纹的轴822一体成型。外壳830具有定向为沿带螺纹的轴822的轴线的腔832。腔832在外壳830的近端端部处敞开并且构造为接收可偏转柱840。

定中心杆860在优选的实施例中为由例如镍钛合金的超弹性金属制成的圆柱形杆。定中心杆860的近端端部862的尺寸设计为并且构造为接收于可偏转柱840内。定中心杆860的远端端部864的尺寸设计为并且构造为接收于接骨螺钉820内。在优选的实施例中定中心杆860为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，杆860的近端端部862和远端端部864可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。注意：定中心杆860的远端端部864和近端端部862能够具有相同的或者不同的截面形状。定中心杆860的中心段866设计为根据可偏转柱840相对于接骨螺钉820的偏转而弯曲并且施加恢复定中心力于可偏转柱840上。恢复力趋向于将可偏转柱840的纵向轴线与接骨螺钉820的纵向轴线对齐。力随着可偏转柱840和接骨螺钉820之间的角度的增加而增加。定中心杆860的中心段866的直径和形状能够设计为/选择为实现用于给定的偏转所需的恢复力。中心段866能够为圆柱形的但是也可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。力/偏转响应能够因此根据中心段866的形状而为各向同性的或各向异性的。在一个实施例中，定中心杆860为具有0.060和0.080英寸之间的直径的超弹性镍钛合金线。在示范性实施例中定中心杆为具有0.063英寸的直径的超弹性镍钛合金线。

半球状凹处839（由虚线示出）形成于外壳830的腔832的底部中。孔口834沿接骨螺钉820的纵向轴线从半球状凹处839的底部向远端延伸。孔口834的尺寸设计为并且构造为接收定中心杆860的远端端部864。孔口834具有倒角，在所述倒角处孔口834接触半球状凹处839以容许定中心杆860弯曲。在优选的实施例中定中心杆860和孔口834均为圆柱形形状以便于定中心杆860的远端端部864可以围绕其在孔口834内的纵向轴线旋转。然而，在替代的实施例中，杆860的远端端部864和孔口834可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。

在优选的实施例中，可偏转柱840为直径5毫米的钛柱。可偏转柱840替代地由钴铬制成。可偏转柱840在一个端部处具有保持器842。在可偏转柱840的另一个端部处的为固定架844。保持器842为球形或球状结构以形成将可偏转柱840连接至接骨螺钉820的联结件的一部分。固定架844为构造为将可偏转柱840连接至竖直杆部件（未示出，但是见例如图5A-5C）的小轮廓固定架。固定架844包括可以紧固有竖直杆部件的带螺纹的圆柱体846。固定架844在某些实施例中还包括多边形的段845以防止部件相对于固定架844旋转。

孔口870（由虚线示出）沿可偏转柱840的纵向轴线从球形保持器842的底部向近端延伸。孔口870包括近端孔口872，所述近端孔口872的尺寸设计为并构造为接收定中心杆860的近端端部862。孔口870具有较大的远端孔口876。远端孔口876的尺寸设计为容许定中心杆860的弯曲和可偏转柱840的偏转。在某些实施例中，远端孔口876的尺寸设计为便于中心段866在可偏转柱840的全部运动范围过程中不接触远端孔口876的侧部。在替代的实施例中，远端孔口876的尺寸和形状设计为便于中心段866在可偏转柱840的运动范围过程中渐进地接触远端孔口876的侧部，由此调制定中心力。远端孔口876具有倒角，在所述被倒角处远端孔口876与保持器842的表面相交。在优选的实施例中定中心杆860和近端孔口872为圆柱形形状以便于定中心杆860的近端端部862可以围绕其在近端孔口872内的纵向轴线旋转。然而，在替代的实施例中，杆860的近端端部862和近端孔口872可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。注意：定中心杆860的远端端部864和近端端部862能够具有相同的或者不同的截面形状。

在可偏转柱840的近端端部上的为用于将可偏转柱840连接至竖直杆或其他部件的固定架844。固定架844包括阳六角形延伸件848，所述阳六角形延伸件848可以通过工具接合以在附接至竖直杆过程中保持固定架844静止。在阳六角形延伸件的近端端部处的为用于将阳六角形延伸件848紧固至工具内的接管849。六角形延伸件848为脱离部件。在六角形延伸件848和带螺纹的圆柱体846之间的为沟槽847。沟槽847减小可偏转柱840的直径以便于当在附接竖直杆过程中达到所需的扭矩水平时六角形延伸件848从带螺纹的圆柱体846脱离。脱离扭矩由剩余的材料的直径和材料性质决定。在优选的实施例中脱离扭矩近似30英尺磅。因此，六角形延伸件848在植入过程中脱离并且被移除。接管849通过工具接合以移除六角形延伸件848。可偏转柱840还设有与固定架844紧密相邻的一对平坦件843。在六角形延伸件848已经被移除后（例如在检修植入物过程中断开竖直杆），如果需要的话平坦件843容许可偏转柱840通过工具接合。

再次参考图8A，盖810设计用于执行多个功能，所述多个功能包括将保持器842紧固至接骨螺钉820的腔832中。盖810具有用于接收可偏转柱840的中心孔812。在图8A的实施例中，盖810具有适于通过植入工具或安装例如偏移连接器的部件而接合的表面特征814，例如键槽或凹槽。表面特征814可以例如由驱动件接合，所述驱动件与表面特征814匹配以用于将骨锚固件800植入骨头中。如图8A中所示，盖810包括连接至轴环段816的圆柱形护罩段818。护罩段818设计为与外壳830的腔832匹配。护罩段818在与轴环段816相邻处具有螺纹以接合在外壳830的腔832的近端端部处的螺纹。护罩段818的远端端部包括用于将保持器842紧固至外壳830的腔832内的弯曲凸缘819。

骨锚固件800在植入病人之前被组装。图8B示出骨锚固件800在被组装时的立体图。在组装过程中，定中心杆860（未示出）接收于孔口870和孔口834中。当孔口870和孔口834被闭合时，没有必要将定中心杆860附接至可偏转柱840或接骨螺钉820中任一。然而，如果理想的话定中心杆860能够通过机械装置（例如销）、焊接或其他锚固机构附接至可偏转柱840或接骨螺钉820中的任一或全部。保持器842（未示出）接收于半球状凹处839（未示出）中。可偏转柱840随后定位于穿过盖810。盖810随后紧固至接骨螺钉820的外壳830的腔832（见图8A和8C）的带螺纹的端部。盖810具有用于通过扳手接合的表面特征814以容许盖810拧紧至外壳830。例如，盖810可以为六角形或八角形形状或者可以具有键槽和/或凹槽和/或其他叠加元件。盖810可以替代地或额外地在安装后激光焊接至外壳830。盖810将保持器842紧固至接骨螺钉820的腔832内。可偏转柱840从外壳830和盖810延伸出来以使得固定架844可接近以用于连接至竖直杆。骨锚固件800以如图8B中所示的构造并且在附接竖直杆或其他脊柱杆之前植入骨头中。在将骨锚固件800植入骨头内的过程中（见例如图13A-13D）可以使用特殊的工具以接合盖810的表面特征814。

图8C示出骨锚固件800在被组装后的剖视图。保持器842装配至在外壳830的腔832的底部中的半球状凹处839内。盖810的底部边缘包括弯曲凸缘819，所述凸缘819在容许球形保持器842枢转和旋转的同时将球形保持器842紧固至半球状凹处839内。因此，在本实施例中形成球窝接头。可偏转柱840围绕由X指示的枢转点803枢转。在优选的实施例中枢转点803定位于定中心杆860的截面的中心上。可偏转柱840可以如箭头850所示围绕枢转点803在任何方向上枢转。并存地或替代地，可偏转柱840能够如箭头852所示围绕可偏转柱840的长轴线（所述长轴线也从枢转点803中穿过）旋转。

如图8C中所示，定中心杆860的远端端部864接收于接骨螺钉820的孔口834内。定中心杆860的近端端部862接收于可偏转柱840的近端孔口872内。定中心杆860的中心段866接收于接骨螺钉820的远端孔口876内。注意：在中心段866周围存在环形腔874，使得当可偏转柱840围绕枢转点803枢转时中心段自由弯曲。

图8D说明可偏转柱840的偏转-虚线。施力于固定架844上导致骨锚固件800的可偏转柱840的偏转。可偏转柱840围绕定位于球形保持器842的中心处的枢转点803枢转。定中心杆860的近端端部862与可偏转柱840保持对齐，而远端端部864与接骨螺钉820保持对齐。因此定中心杆860的中心段866根据可偏转柱840的偏转弹性地弯曲。定中心杆860因此施加定中心力于可偏转柱840上以推回至与接骨螺钉820对齐。力的大小随着偏转的增加而增加。能够依据定中心杆860的构造和材料选择力的大小。例如对于相同的偏转量来说，较大直径圆柱形镍钛合金杆将提供与较小直径杆相比更大的定中心力。注意：在本实施例中，远端孔口876足够大，以使得定中心杆860的中心段866在受到与盖810的限制表面813的接触所限制的可偏转柱840的偏转范围内不接触远端孔口876的侧部。

在优选的实施例中，可偏转柱840可以在接触限制表面813之前在任何方向上偏转0.5毫米至2毫米。更优选地，可偏转柱840可以在接触限制表面813之前偏转近似1毫米。在偏转固定的量之后，可偏转柱840接触盖810的限制表面813。限制表面813被定向为当可偏转柱840接触限制表面813时，在一个区域上分布所述接触以减小在可偏转柱840上的应力。在本实施例中，可偏转柱840接触圆锥形限制表面813的整个倾斜侧部。在可偏转柱840接触限制表面813之后，进一步的偏转需要可偏转柱840的形变（弯曲）。可偏转柱840的弯曲需要比定中心杆860的弯曲显著多的力。

图9A-9D说明另一个替代的骨锚固件900。图9A示出骨锚固件900的分解图。图9B示出骨锚固件900在被组装时的立体图。图9C示出骨锚固件900的剖视图。图9D说明骨锚固件900的可偏转柱的偏转。

首先参考图9A，骨锚固件900在本实施例中包括四个部件：接骨螺钉920、可偏转柱940、定中心杆960、和盖910。接骨螺钉920包括带螺纹的轴922，所述带螺纹的轴922在一个端部处具有外壳930。外壳930设有适于通过扳手（未示出）接合以将带螺纹的轴922驱动至骨头内的工具接合特征936。外壳930优选地与带螺纹的轴922一体成型。外壳930具有定向为沿带螺纹的轴922的轴线的腔932。腔932在外壳930的近端端部处敞开并且构造为接收可偏转柱940。

定中心杆960在优选的实施例中为由例如镍钛合金的超弹性金属制成的圆柱形杆。定中心杆960的近端端部962的尺寸设计为并且构造为接收于可偏转柱940内。定中心杆960的远端端部964的尺寸设计为并且构造为接收于接骨螺钉920内。在优选的实施例中定中心杆960的两个端部均为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，杆960的近端端部962和远端端部可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的或其他多边形的。注意：定中心杆960的远端端部964和近端端部962能够具有相同的或者不同的截面形状。定中心杆960的中心段966设计为根据可偏转柱940相对于接骨螺钉920的偏转而弯曲并且将恢复定中心力施加于可偏转柱940上。恢复力趋向于将可偏转柱940的纵向轴线与接骨螺钉920的纵向轴线对齐。力随着可偏转柱940和接骨螺钉920之间的角度的增加而增加。定中心杆960的中心段966的直径和形状能够设计为/选择为实现用于给定的偏转所需的恢复力。中心段966能够为圆柱形的但是可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的或其他多边形的。力/偏转响应能够因此根据中心段966的形状而为各向同性的或各向异性的。在一个实施例中，定中心杆960为具有0.060和0.080英寸之间的直径的超弹性的镍钛合金线。在示范性实施例中定中心杆为具有0.063直径的超弹性的镍钛合金线。

在一个实施例中，定中心杆960为0.063英寸直径的镍钛合金线。

半球状凹处939（由虚线示出）形成于外壳930的腔932的底部中。孔口934（由虚线示出）沿接骨螺钉920的纵向轴线从半球状凹处939的底部向远端延伸。孔口934的尺寸设计为并且构造为接收定中心杆960的远端端部964。孔口934具有倒角，在所述倒角处孔口934接触半球状凹处939以容许定中心杆960弯曲。在优选的实施例中定中心杆960和孔口934均为圆柱形形状以使得定中心杆960的远端端部964可以围绕其在孔口934内的纵向轴线旋转。

可偏转柱940为直径5毫米的柱。可偏转柱940能够由例如钴铬或钛制成。可偏转柱940在远端端部处具有保持器942。保持器942为球形或球状结构以形成将可偏转柱940连接至接骨螺钉920的联结件的一部分。在可偏转柱940的近端端部处的为固定架944。固定架944为构造为将可偏转柱940连接至竖直杆部件（未示出，但是见例如图5A-5C）的小轮廓固定架。固定架944包括可以紧固有竖直杆部件的带螺纹的段946。固定架944在近端端部处具有套节949，所述套节949能够在将竖直杆紧固至固定架944过程中通过扳手接合。

孔口970（由虚线示出）沿可偏转柱940的纵向轴线从球形保持器942的底部向近端延伸。孔口970包括近端孔口972，所述近端孔口972的尺寸设计为并构造为接收定中心杆960的近端端部962。孔口970具有较大的远端孔口976。远端孔口976的尺寸设计为容许定中心杆960的弯曲和可偏转柱940的偏转。在某些实施例中，远端孔口976的尺寸设计为便于中心段966在可偏转柱940的全部运动范围过程中不接触远端孔口976的侧部。在替代的实施例中，远端孔口976的尺寸和形状设计为便于中心段966在可偏转柱940的运动范围过程中渐进地接触远端孔口976的侧部，由此调制定中心力。远端孔口976具有倒角，在所述被倒角处远端孔口976与保持器942的表面相交。在优选的实施例中定中心杆960和近端孔口972为圆柱形形状以便于定中心杆960的近端端部962可以围绕其在近端孔口972内的纵向轴线旋转。

再次参考图9A，盖910设计用于执行多个功能，所述多个功能包括将保持器942紧固至接骨螺钉920的腔932中。盖910具有用于接收可偏转柱940的中心孔912。如图9A中所示，盖910包括连接至轴环段916的圆柱形护罩段918。护罩段918设计为与外壳930的腔932匹配。护罩段918的远端端部包括用于将保持器942紧固至外壳930的腔932内的弯曲凸缘919。护罩段918在与轴环段916相邻处具有螺纹以接合在外壳930的腔932的近端端部处的螺纹。盖910能够设有用于在将盖910附接至外壳930过程中通过工具接合的表面特征。例如，盖910可以为六角形或八角形形状或者可以具有键槽、套节和/或凹槽和/或其他叠加元件。

骨锚固件900在植入病人之前被组装。图9B示出骨锚固件900在被组装时的立体图。在组装过程中，定中心杆960（由虚线示出）接收于孔口970和孔口934（见图9A和9C）中。因为孔口970和孔口934被闭合，所以没有必要将定中心杆960附接至可偏转柱940或接骨螺钉920中任一。然而，如果理想的话定中心杆960能够通过机械装置（例如销）、焊接或其他紧固方法/设备被附接至可偏转柱940或接骨螺钉920中的任一或全部。保持器942（未示出）接收于半球状凹处939（未示出）中。可偏转柱940随后定位于穿过盖910的孔912。盖910随后紧固至接骨螺钉920的外壳930的腔932（见图9A和9C）的带螺纹的端部。盖910可以替代地或额外地在安装后激光焊接至外壳930。盖910将保持器942紧固至接骨螺钉920的腔932内。可偏转柱940从外壳930和盖910延伸出来以使得固定架944可接近以用于连接至竖直杆。骨锚固件900通常以如图9B中所示的构造并且在附接竖直杆或其他脊柱杆之前植入骨头中。在将骨锚固件900植入骨头内的过程中（见例如图13A-13D）可以使用特殊的工具以接合外壳930的表面特征936。

图9C示出骨锚固件900在组装后的剖视图。保持器942装配至在外壳930的腔932的底部中的半球状凹处939内。盖910的远端边缘包括弯曲凸缘919，所述凸缘919在容许球形保持器942枢转和旋转的同时将球形保持器942紧固至半球状凹处939内。因此，在本实施例中形成球窝接头。可偏转柱940围绕由X指示的枢转点903枢转。在优选的实施例中枢转点903定位于定中心杆960的截面的中心上（至少当可偏转柱940和接骨螺钉920的纵向轴线对齐时）。可偏转柱940可以如箭头950所示围绕枢转点903在任何方向上枢转。并存地或替代地，可偏转柱940能够如箭头952所示围绕可偏转柱940的长轴线（所述长轴线也从枢转点903中穿过）旋转。

如图9C中所示，定中心杆960的远端端部964接收于接骨螺钉920的孔口934内。定中心杆960的近端端部962接收于可偏转柱940的近端孔口972内。定中心杆960的中心段966接收于可偏转柱940的远端孔口976内。注意：在中心段966周围存在环形腔974，使得当可偏转柱940围绕枢转点903枢转时中心段966自由弯曲。

在柔性部件被结合至脊柱设备的情况下，一个重要的考虑因素为在设备使用寿命过程中柔性元件发生失效的可能性。骨锚固件900的本发明设计的一个优势为不依赖定中心杆960将固定架944紧固至接骨螺钉920。因此，如果定中心杆960在某点发生失效，固定架944以及连接至其的任何脊柱部件保持附接至接骨螺钉920。因此骨锚固件900的本发明设计的优势为用于本设计的“柔性元件”的失效模式从根本上是安全的。

同样有利的是在本发明设计中定中心杆960完全封闭于孔口970和孔口934内。因此，在定中心杆960为镍钛合金的情况下，镍钛合金不与身体组织直接接触。此外，即使定中心杆960发生失效，定中心杆960的部件都不能够经过球942迁移至包围骨锚固件900的组织内。因此骨锚固件900的本发明设计的优势为柔性的镍钛合金元件完全封闭于设备内并且不暴露用于接触组织。

图9D示出骨锚固件900的剖视图以及说明可偏转柱940的偏转。施力于固定架944上导致骨锚固件900的可偏转柱940的偏转。可偏转柱940围绕定位于球形保持器942的中心处的枢转点903枢转。定中心杆960的近端端部962与可偏转柱940保持对齐，而远端端部964与接骨螺钉920保持对齐。因此定中心杆960的中心段966根据可偏转柱940的偏转弹性地弯曲。定中心杆960因此施加定中心力于可偏转柱940上，从而将可偏转柱940推回至与接骨螺钉920对齐。力的大小随着偏转的增加而增加。能够依据定中心杆960的构造和材料选择力的大小。例如对于相同的偏转量，较大直径圆柱形镍钛合金杆将提供与较小直径杆相比更大的定中心力。在优选的实施例中定中心杆960为浮动的，即，定中心杆960未固定至可偏转柱940和接骨螺钉920中之一或全部。因此，一旦可偏转柱940偏转，定中心杆960能够在近端孔口972和孔口934中之一或全部中稍微滑动，以使得在可偏转柱960偏转过程中不将定中心杆960置于纵向拉力之下。

在优选的实施例中，可偏转柱940可以在接触限制表面913之前在任何方向上偏转0.5毫米至2毫米。更优选地，可偏转柱940可以在接触限制表面913之前偏转近似1毫米。在偏转固定的量之后，可偏转柱940接触盖910的限制表面913。限制表面913被定向为便于当可偏转柱940接触限制表面913时，在一个区域上分布所述接触以减小在可偏转柱940上的应力。在本实施例中，可偏转柱940接触圆锥形的限制表面913的整个倾斜侧部。在可偏转柱940接触限制表面913之后，进一步的偏转需要可偏转柱940的形变（弯曲）。可偏转柱940的弯曲需要比定中心杆960的弯曲显著多的力。

如之前所述，定中心杆（以及结合该定中心杆的球窝接头）的偏转/力响应能够根据对设计、尺寸和材料的选择而被定制。可以构思的是，例如，偏转杆能够以如下刚度制成：所述刚度能够复制自然完好的脊柱的运动范围和柔性的70%、自然完好的脊柱的运动范围和柔性的50%和自然完好的脊柱的运动范围和柔性的30%，以用于在工具盒中提供给医生使用。在偏转经过选择的量（例如偏转1毫米）之后可偏转杆（见例如图9A-9D的可偏转杆940）将接触限制表面。进一步的偏转随后需要可偏转柱940的弯曲。因此当负载增加时可偏转柱940更加刚硬地加以响应。当偏转增加时，可偏转柱940对进一步偏转的刚度增加，以使得响应于置于脊柱和偏转杆上的负载，每单元额外偏转所需的力增加。

起初，由于负载或力首先由脊柱施加于可偏转柱，因此可偏转柱杆的偏转大体上线性地对应于负载的增加。在柱接触限制表面之后，偏转杆更加刚硬地响应。在该区域中，更大量的负载或力需要置于偏转杆上以获得在该点之前实现的相同的偏转量。因此，该示例的可偏转柱提供运动范围，在所述运动范围处所支承的负载随着偏转的增加大体上线性地增加，并且随后随着偏转的增加所支承的负载以非线性的方式更加迅速地增加。从低刚度到高刚度区域的过渡取决于可偏转柱和盖的限制表面之间的距离。距离可以如先前所述被定制，以使得过渡发生在偏转所需的量之后，例如在偏转大约1毫米或偏转大约2毫米之后。

再次参考图9D，注意：在本实施例中，远端孔口976足够大以使得定中心杆960的中心段966在可偏转柱940受到与盖910的限制表面913的接触的限制的偏转范围内不接触远端孔口976的侧部。图9E示出替代的实施例，在所述替代的实施例中远端孔口976e当偏转增加时接触定中心杆960。该接触减小柔性段966的有效长度，由此增加定中心杆960的刚度。因此，远端孔口976的形状能够被应用于调制定中心杆和结合定中心杆的骨锚固件/设备的力/偏转响应。在图9E的实施例中，远端孔口976e具有渐进的漏斗状形状。然而在替代的实施例中孔口976e的直径能够连续地改变或在某些区域比在其他区域更加迅速地改变。

图10A示意性地说明应用参考图8A-8D和9A-9D说明的类型的自定中心球窝接头的植入物部件1000。图10A示出植入物部件1000的部分剖视图分解图。首先参考图10A，植入物部件1000包括第一元件1001、第二元件1002、以及自定中心球窝接头1003。参考图10A，第一元件1001通过箱子A说明。第一元件能够为例如杆、联接件、紧固件、固定架、骨锚固件、骨钩、以及接骨螺钉其中之一。第二元件1002通过箱子B说明。第二元件1002能够为例如杆、联接件、紧固件、固定架、骨锚固件、骨钩、以及接骨螺钉其中之一。第一元件1001通过自定中心球窝接头1003连接至第二元件1002。自定中心球窝接头1003容许第一元件1001如箭头1050所示相对于第二元件1002枢转。自定中心球窝接头1003容许第一元件1001如箭头1052所示相对于第二元件1002旋转。自定中心球窝接头1003约束第一元件1001相对于第二元件枢转的范围。自定中心球窝接头1003还根据第一元件1001相对于第二元件1002的枢转和/或旋转而施加定中心力。自定中心球窝接头1003包括球-杆1010、外壳1020以及定中心杆1030。

球-杆1010包括球1012以及杆1014。球-杆1010能够由例如钴铬或钛制成。球1012为球状或球形结构以形成将球-杆1010连接至外壳1020的联结件的一部分。第一元件1001在与球1012相反的端部处连接至杆1014。球1012、杆1014以及第一元件1001在某些实施例中一体成型。在替代的实施例中，球1012、杆1014以及第一元件1001形成为两个或多个零件并且随后相互附接和/或连结。

孔口1040沿杆1014的纵向轴线穿过并且从球1012中穿过。孔口1040包括与中心孔口1042连通的第一孔口1041。第一孔口1041的尺寸设计为并且构造为接收定中心杆1030的第一端部1031。在优选的实施例中定中心杆1030和第一孔口1041均为圆柱形形状，以使得定中心杆1030的第一端部1031可以围绕其在第一孔口1041内的纵向轴线旋转。中心孔口1042的尺寸设计为并且构造为创造环绕定中心杆1030的中心段1034的空间1044。空间1044的尺寸设计为容许定中心杆1030的弯曲以及球-杆1010相对于外壳1020的偏转。在某些实施例中，空间1044的尺寸设计为使得中心段1066在球-杆1010的全部运动范围过程中不接触中心孔口1042的侧部。在替代的实施例中，空间1044的尺寸和形状设计为使得中心段1034在球-杆1010的运动范围过程中渐进地接触中心孔口1042的侧部，由此调制定中心力/偏转响应。中心孔口1042具有倒角，在所述倒角处中心孔口1042与球1012的表面相交。

外壳1020形成接收有球-杆1010的套节1022。套节1022包括部分球状的凹处1024。部分球状的凹处1024的尺寸设计为接收球-杆1010的球1012。通路1026穿过外壳1020的表面至部分球状的凹处1024之外。通路1026的尺寸设计为接收球-杆1010的杆1014。通路1026提供环绕杆1014的空间1027，所述空间1027容许球-杆1010相对于外壳1020枢转。通路1026还提供限制表面1028，所述限制表面1028当杆1014已经枢转预先选择的角度时接触杆1014。通路1026因此允许球-杆1010相对于外壳1020在通过定位限制表面1028确定的约束范围内枢转。外壳1020能够由一个或多个零件形成。

外壳1020还包括第二孔口1029，所述孔口1029从部分球状的凹处1024与通路1026相反地延伸。第二孔口1029的尺寸设计为并且构造为接收定中心杆1030的第二端部1032。第二孔口1029优选地具有倒角，在所述倒角处第二孔口1029接触部分球状的凹处1024。

第二元件1002连接至外壳1020。外壳1020和第二元件1002在某些实施例中一体成型。在替代的实施例中，外壳1020和第二元件1002形成为两个或多个零件并且随后相互附接和/或连结。

定中心杆1030在优选的实施例中为由例如镍钛合金的超弹性的金属制成的圆柱形杆。定中心杆1030的第一端部1031的尺寸设计为并且构造为接收于球-杆1010的第一孔口1041内。定中心杆1030的第二端部1032的尺寸设计为并且构造为接收于外壳1020的第二孔口1029内。在优选的实施例中定中心杆1030的两个端部均为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，第一端部1031和第二端部1032可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。注意：定中心杆1030的第一端部1031和第二端部1032能够具有相同的或者不同的截面形状。

定中心杆1030的中心段1034设计为根据球-杆1010相对于外壳1020的偏转而弯曲并且施加恢复定中心力于球-杆1010上。恢复力趋向于将球-杆1010的纵向轴线与外壳1020的纵向轴线对齐。力随着球-杆1010和外壳1020之间的角度的增加而增加。定中心杆1030的中心段1034的直径和形状能够设计为/选择为实现用于给定的偏转所需的恢复力。中心段1034能够为圆柱形但是也可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的。力/偏转响应能够因此根据中心段1034的形状而为各向同性的或各向异性的。在一个实施例中，定中心杆为具有0.063英寸直径的镍钛合金线。在替代的实施例中，定中心杆1030为具有0.060和0.080英寸之间的直径的超弹性的镍钛合金线。然而定中心杆1030的尺寸和形状能够设计为实现系统所需的力/偏转响应所必需的尺寸和形状。

植入物部件1000在植入病人之前被组装。在组装过程中，定中心杆1030（由虚线示出）接收于孔口1040以及第二孔口1029（见图10A和10C）中。如图10C中所示，定中心杆1030的第一端部远端端部1064接收于外壳1020的孔口1029内。定中心杆1030的近端端部1062接收于球-杆1010的近端孔口1072内。定中心杆1030的中心段1066接收于球-杆1010的远端孔口1076内。注意：存在环绕中心段1066的环形腔1074，使得当球-杆1010围绕枢转点1005枢转时中心段1066自由弯曲。

因为孔口1040和第二孔口1029被闭合，所以没有必要将定中心杆1030附接至球-杆1010或外壳1020中任一。然而，如果需要的话定中心杆1030能够通过机械装置（例如销）、焊接或其他紧固方法/设备被附接至球-杆1010 1040或外壳1020中任一或全部。球1012接收于部分球状的凹处1024中。部分球状的凹处1024的形状设计为在容许球1012枢转和旋转的同时将球1012紧固至部分球状的凹处1024内。因此，在本实施例中形成球窝接头。杆1014延伸穿过通路1026并且延伸至通路1026之外，以使得第一元件1001在外壳1020外部。球-杆1010围绕由X指示的枢转点1005枢转。在优选的实施例中枢转点1005定位于定中心杆1030的截面的中心上（至少当球-杆1010和外壳1020的纵向轴线对齐时）。球-杆1010可以如箭头1050所示围绕枢转点1005在任何方向上枢转。并存地或替代地，球-杆1010能够如箭头1052所示围绕球-杆1010的长轴线（所述长轴线也从枢转点1005中穿过）旋转。

图10B说明球-杆1010的偏转。施力于第一元件1001导致植入物部件1000的球-杆1010的偏转。球-杆1010围绕定位于球1012的中心处的枢转点1005枢转。定中心杆1030的第一端部1031与球-杆1010保持对齐，而第二端部1032与外壳1020保持对齐。因此定中心杆1030的中心段1034根据球-杆1010的偏转弹性地弯曲。定中心杆1030因此施加定中心力于球-杆1010上，从而将球-杆1010推回至与外壳1020对齐。力的大小随着偏转的增加而增加。能够依据定中心杆1030的构造和材料选择力的大小。例如对于相同的偏转量来说，较大直径圆柱形镍钛合金杆将提供与较小直径杆相比更大的定中心力。注意：在本实施例中，中心孔口1042足够大以使得定中心杆1030的中心段1034在球-杆1010的受到与外壳1020的限制表面1028接触的限制的偏转范围内不接触中心孔口1044的侧部。在优选的实施例中，定中心杆1030为浮动的，即，定中心杆1030未固定至球-杆1010和外壳1020中之一或全部。因此，一旦球-杆1010偏转，定中心杆1030能够在第一孔口1041和第二孔口1029中之一或全部中稍微滑动，以使得在球-杆1010偏转过程中不将定中心杆1030置于纵向拉力之下。

在优选的实施例中，球-杆1010可以在接触限制表面1028之前在任何方向上偏转0.5毫米至2毫米。更优选地，球-杆1010可以在接触限制表面1013之前偏转近似1毫米。在偏转固定的量之后，球-杆1010接触外壳1020的限制表面1028。限制表面1028被定向为便于当球-杆1010接触限制表面1028时，在一个区域上分布所述接触以减小在球-杆1010上的应力。在本实施例中，球-杆1010接触圆锥形限制表面1028的整个倾斜侧部。在球-杆1010接触限制表面1013之后，进一步的偏转需要球-杆1010的形变（弯曲）。球-杆1010的弯曲需要比定中心杆1030的弯曲显著多的力。

图10C说明植入物部件1000c的替代的构造。如图10C中所示，第一元件1001、第二元件1002以及自定中心球窝接头1003不需要布置为成直线。在植入物部件1000c中，第二元件1002从球-杆1010的轴线偏移。

定中心杆

如图8A至10C中所说明的，在本发明的优选的实施例中，定中心杆为例如镍钛合金的超弹性金属的圆柱体。然而定中心杆能够依据在其中使用定中心杆的球窝接头所需的力偏转特性采取多种不同的构造和材料制造。例如，在某些实施例中，通过调节定中心杆的特性，骨锚固件的偏转特性能够被构造为接近脊柱的自然动态运动，同时给予那个区域的椎骨动态的支承。可以构思的是，例如，柔性的骨锚固件能够复制自然完好的脊柱的运动范围和柔性的70%、自然完好的脊柱的运动范围和柔性的50%和自然完好的脊柱的运动范围和柔性的30%。在某些情况下，向医生提供具有不同力/偏转特性的一组柔性的骨锚固件的工具盒，医生可以从所述工具盒中选择最适于特定病人的柔性的骨锚固件。在其他情况下，外科医生可以在程序开始之前根据术前评估选择骨锚固件。在实施例中定中心杆设计为在植入骨锚固件过程中维持可偏转柱与骨锚固件共轴，由此确保理想的运动范围/负载均分被提供。

定中心杆的刚度可以因此根据病人或申请的需求而改变或定制。此外，本发明的一个特征为容许有效率地制造具有多种不同力-偏转特性的多种可偏转骨锚固件。这能够通过制造具有不同的力-偏转特性的多种定中心杆并且使得部件的剩余部分不变而易于被完成。通过该方法，适于通过最少数量的独特部件来制造多种可偏转骨锚固件。

图11A-11F说明能够应用于本文所描述的自定中心球窝接头中任一的定中心杆的替代的设计。图11A示出用于自定中心球窝接头的替代的定中心杆1100a的第一示例。定中心杆1100a具有第一端部1101a，所述第一端部1101a的尺寸设计为并且构造为接收于球-杆（见例如图10A的球-杆1010）的孔口内。定中心杆1100a具有第二端部1102a，所述第二端部1102a的尺寸设计为并且构造为接收于外壳（见例如图10A的外壳1020）的孔口内。在优选的实施例中定中心杆1100a的两个端部均为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，定中心杆1100a的端部可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的，以与外壳和球-杆的孔口匹配。注意：定中心杆1100a的第一端部1101a和第二端部1102a能够具有相同的或者不同的截面形状。

再次参考图11A，定中心杆1100a具有在第一端部1101a和第二端部1102a之间的柔性段1103a。柔性段1103a设计为弯曲以容许第一端部1101a的轴线相对于第二端部1102a的轴线偏转。柔性段1103a设计为在设计的运动范围上弹性地形变并且施加恢复定中心力以使第一端部1101a的轴线回归至与第二端部1102a的轴线对齐。能够根据柔性段1103a的设计以及用于柔性段1103a的材料的选择而选择定中心力的大小。在图11A的实施例中，柔性段1103a为定中心杆1100a的如下部分：所述部分通过引入插槽或沟槽1104a与定中心杆1100a的其他部分相比具有增强的弹性或柔性。沟槽1104a具有螺旋型构造或者可以具有适于提高柔性段1103a的柔性的某些其他构造。柔性段1103a在某些实施例中与第一端部1101a和第二端部1102a一体成型，但是可以替代地分开形成并且通过激光焊接、软焊或其他连结技术附接。定中心杆1100a能够例如由诸如钢、钛或镍钛合金的可植入金属形成。

沟槽1104a使得柔性段1103a的材料成为螺旋弹簧的形状。通过改变柔性段1103a和沟槽1104a的尺寸，定中心杆1100a的偏转特性能够被改变。能够例如通过增加定中心杆1100a的直径而提高定中心杆的部件的刚度。额外地，增加沟槽1104a中被移除的材料的量将减小定中心杆1100a的刚度。替代地和/或额外地，改变包括定中心杆1100a的部件的材料也能够影响定中心杆的刚度。例如，在其他所有因素相等的情况下，对于相同的负载量来说由更加刚硬的材料制成定中心杆1100a减小定中心杆1100a的形变。

定中心杆1100a可以在定中心杆的每个偏转方向上具有相同的力偏转响应（各向同性的）。定中心杆1100a可以替代地在不同的方向上具有不同的力/偏转特性（各向异性的）。例如，通过调整例如沟槽1104a在一个区域中相对于另一个区域中的厚度，定中心杆1100a能够在不同的方向上具有不同的有效弹簧常数。

图11B示出用于自定中心球窝接头的替代的定中心杆1100b的另一个示例。定中心杆1100b具有第一端部1101b，所述第一端部1101b的尺寸设计为并且构造为接收于球-杆（见例如图10A的球-杆1010）的孔口内。定中心杆1100b具有第二端部1102b，所述第二端部1102b的尺寸设计为并且构造为接收于外壳（见例如图10A的外壳1020）的孔口内。在优选的实施例中定中心杆1100b的两个端部均为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，定中心杆1100b的端部可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的，以与外壳和球-杆的孔口匹配。注意：定中心杆1100b的第一端部1101b和第二端部1102b能够具有相同的或者不同的截面形状。

再次参考图11B，定中心杆1100b具有在第一端部1101b和第二端部1102b之间的柔性段1103b。柔性段1103b设计为弯曲以容许第一端部1101b的轴线相对于第二端部1102b的轴线偏转。柔性段1103b设计为在设计的运动范围上弹性地形变并且施加恢复定中心力以使第一端部1101b的轴线回归至与第二端部1102b的轴线对齐。能够根据柔性段1103b的设计和用于柔性段1103b的材料的选择而选择定中心力的大小。在图11B的实施例中，柔性段1103b为具有内部腔1106b的圆筒形形状。内部腔1106b通过例如从定中心杆1100b的一个端部钻孔而制成。多个孔1104a穿透柔性段1103b的壁至腔1106b内。孔1104b设计用于增强柔性段1103b相对于定中心杆1100b的其他区域的柔性。在图1100B中所示的实施例中，孔1104b的形状设计为使得柔性段1103b的材料呈多层波形弹簧的形式。柔性段1103b在某些实施例中与第一端部1101b和第二端部1102b一体成型，但是可以替代地分开形成并且通过激光焊接、软焊或其他连结技术附接。定中心杆1100b能够例如由诸如钢、钛或镍钛合金的可植入金属形成。在替代的实施例中，孔1104b和腔1106b由顺从的材料填充，例如诸如PEEK或Bionate^TM的生物可兼容的聚合物。

图11C示出用于自定中心球窝接头的替代的定中心杆1100c的另一个示例。定中心杆1100c具有第一端部1101c，所述第一端部1101c的尺寸设计为并且构造为被接收于球-杆（见例如图10A的球-杆1010）的孔口内。定中心杆1100c具有第二端部1102c，所述第二端部1102c的尺寸设计为并且构造为被接收于外壳（见例如图10A的外壳1020）的孔口内。在优选的实施例中定中心杆1100c的两个端部均为圆柱形形状。然而，在替代的实施例中，定中心杆1100c的端部可以具有除圆形以外的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的，以与外壳和球-杆的孔口匹配。注意：定中心杆1100c的第一端部1101c和第二端部1102c能够具有相同的或者不同的截面形状。

再次参考图11C，定中心杆1100c具有在第一端部1101c和第二端部1102c之间的柔性段1103c。柔性段1103c设计为弯曲以容许第一端部1101c的轴线相对于第二端部1102c的轴线偏转。柔性段1103c设计为在设计的运动范围上弹性地形变并且施加恢复定中心力以使第一端部1101c的轴线回归至与第二端部1102c的轴线对齐。能够根据柔性段1103c的设计和用于柔性段1103c的材料的选择而选择定中心力的大小。在图11C的实施例中，由于柔性段1103c通过移除区域1104c中的材料而具有减小的横截面面积，所以柔性段1103c为与定中心杆1100c的其他部分相比具有增强的弹性或柔性的定中心杆1100c的一部分。能够制造在柔性段1103c中具有不同的横截面面积并且因此具有不同的弹簧常数的多种定中心杆1100c。通过在仅改变柔性段1103c的同时保持第一端部1101c和第二端部1102c具有标准的直径，可以在仅必须改变部件的一个部分-定中心杆-的同时创造具有不同的力/偏转特性的多种脊柱植入物部件。在替代的某些实施例中柔性段1103c在直径上比第一端部1101c和第二端部1102c大，这导致相对于相同材料的圆柱来说增大的弹簧常数。

在如图11D中所示的定中心杆1100d的实施例中，图11C的柔性段1103c还设有套筒1104d。套筒1104d能够由顺从的材料制成，例如诸如PEEK或Bionate^TM的生物可兼容的聚合物。套筒1104d能够用于调制柔性段1103c的弹簧常数、减少金属部件的磨损、和/或当安装至球-杆的孔口中时接触和/或填充包围柔性段1103c的空间。能够通过改变柔性段1103c和套筒1104d的直径创造具有不同的弹簧常数的多种定中心杆1100d。在某些实施例中套筒1104d在直径上大于或小于第一端部1101c和第二端部1102c。

图11E示出用于自定中心球窝接头的替代的定中心杆1100e的另一个示例。定中心杆1100e具有第一端部1101e，所述第一端部1101e的尺寸设计为并且构造为接收于球-杆（见例如图10A的球-杆1010）的孔口内。定中心杆1100e具有第二端部1102e，所述第二端部1102e的尺寸设计为并且构造为接收于外壳（见例如图10A的外壳1020）的孔口内。如图11E中所示，定中心杆1100e的两个端部的剖面均为六角形的。当接收于匹配孔口中时，六角形的第一端部1101e和第二端部1102e接合以防止孔口内的第一端部1101e和第二端部1102e旋转。因此，例如，球-杆的相对旋转导致定中心杆的柔性段1103e的扭转。因此，定中心杆1100e柔性地阻止例如在套节内的球-杆的旋转，这提供恢复力以使球-杆返回。虽然在图11e中示出六角形截面，但是定中心杆1100e的端部可以具有设计用于接合孔口（所述定中心杆接收在其众）的截面，例如正方形的、椭圆形的、长方形的、或其他多边形的，以与外壳和球-杆的孔口匹配。注意：定中心杆1100e的第一端部1101e和第二端部1102e能够具有相同的或者不同的截面形状。

图11F示出用于自定中心球窝接头的替代的定中心杆1100f的另一个示例。定中心杆1100f具有第一端部1101f，所述第一端部1101f的尺寸设计为并且构造为接收于球-杆（见例如图10A的球-杆1010）的孔口内。定中心杆1100f具有第二端部1102f，所述第二端部1102f的尺寸设计为并且构造为被接收于外壳（见例如图10A的外壳1020）的孔口内。如图11F中所示，定中心杆1100f的两个端部的剖面均为长方形的。当接收于匹配孔口中时，长方形的第一端部1101f和第二端部1102f接合以防止孔口内的第一端部1101f和第二端部1102f旋转。因此，例如，球-杆的相对旋转导致定中心杆的柔性段1103f的扭转。因此，定中心杆1100f柔性地阻止例如在套节内的球-杆的旋转。

柔性段1103f连接第一端部1101f和第二端部1102f。柔性段1103f设计用于允许第一端部1101f相对于第二端部1102f移动。例如，柔性段1103f可以为定中心杆1100f的如下部分：所述部分与定中心杆1100f的其他部分相比具有增强的弹性或柔性。柔性段1103f优选地与第二端部1102f和第一端部1101f一体成型或者可以替代地分开形成并且通过激光焊接、软焊或其他连结技术附接。柔性段1103f具有长方形的横截面，所述横截面在一个方向上比另一个方向上更宽。柔性段1103f因此在与长方形截面的短轴线平行的方向（见箭头1140）上比在与长方形截面的长轴线平行的方向（见箭头1142）上更易柔性地弯曲。因此柔性段具有各向异性的力-偏转分布图。定中心杆1100f在不同的方向上具有不同的力/偏转特性（各向异性的）。柔性段1103f在一个方向上相对于另一个方向上的厚度的差异能够被用于控制定中心杆1100f的各向异性的力/偏转分布图。在有必要或期望提供在脊柱运动的一个轴线上比另一个轴线上更大或更小的负载均分和/或稳定性的情况下，应用定中心杆1100f的骨锚固件的各向异性的力/偏转分布图可能是有用的。

因此，本发明的设备在某些实施例中提供控制用于延伸、屈曲、侧向弯曲以及轴向旋转的刚度、以及控制用于独立于其他运动的这些运动中的每一个的刚度的能力。例如通过调节柱的直径和/或定中心杆的特性和/或可偏转柱和限制表面之间的距离能够改变可偏转柱的特性。这些偏转特性不需要为各向同性的。通过改变孔口的形状、定中心杆的形状以及可偏转柱和限制表面之间的空间，偏差可以被引用于可偏转柱中。

例如，通过改变盖/套节的形状，可偏转柱和限制表面之间的距离也可以被改变。通过使距离更短，在通过与限制表面接触而提高刚度之前能够减小偏转量。盖/套节的形状可以设计为均匀地减小柱和限制表面之间的缝隙或者可以设计为在某些方向上比在其他方向上更多地减小柱和限制表面之间的缝隙（各向异性地）。

在可偏转柱具有各向异性的力-偏转响应的实施例中，重要的是确保可偏转柱在正确的方向上被植入。可偏转柱因此设有可辨别的视觉或物理特性（例如箭头、颜色、压痕或其他可观察到的指示物），所述可辨别的视觉或物理特性指导外科医生到正确的植入方向。当被正确安装时，具有各向异性的力-偏转响应的可偏转柱可以独立地控制用于延伸、屈曲、侧向弯曲以及轴向旋转的刚度。例如，如果可偏转柱在向上的方向上（相对于植入后的脊柱-头部方向为上）更柔性，那么当脊柱置于屈曲时柱能够偏转地更多并且当脊柱置于延伸时柱能够偏转地更少。实际上，该布置当脊柱延伸时更多约束脊柱的移动并且当脊柱屈曲时更少约束脊柱的移动。相反地，如果可偏转柱在向下的方向上（相对于植入后的脊柱-头部方向为上）更加顺从，那么当脊柱置于延伸时柱偏转得更多并且能够当脊柱置于屈曲时偏转得更少。实际上，该布置当脊柱屈曲时更多约束脊柱的移动并且当脊柱延伸时更少约束脊柱的移动。

图12A说明与诸如图8A-8D的骨锚固件800或图9A-9D的骨锚固件900的骨锚固件一同使用的复合脊柱杆1200的优选的实施例。如图12A中所示，复合脊柱杆1200包括杆1210和杆-端部1240。

杆1210优选地为5.5毫米直径钛杆。杆1210在长度上为50毫米至150毫米。杆1210的第一端部1211设计为与杆-端部1240匹配。沟槽1214在第一端部1211处环绕杆1210。相邻的沟槽1214具有环绕杆1210的带1216，所述杆1210能够被滚花或设有沟槽/肋条以通过止动螺钉1260增强接合。

杆-端部1240在一个端部处具有凹处1242，所述凹处1242的尺寸设计为接收球1220。球1220优选地为钴铬球。球1220具有设计用于接合骨锚固件的固定架的孔1222。凹处1212具有螺纹以接收盖1230。盖1230优选地为钛并且可以在组装后通过激光焊接或其他方式紧固至杆-端部1240。球1220插入凹处1212内并且通过带螺纹的盖1230紧固就位。

杆端部1240在与凹处1242相反的端部处具有大体上圆柱形的孔口1244（见虚线）。孔口1244构造为接收杆1210的第一端部1211。通路1246垂直于孔口1244且与孔口1244的边缘相交地穿过杆-端部1240。当杆1210插入孔口1244中时通路1246定位于与沟槽1214的位置相对应。通路1246的尺寸设计为接收锁定销1250。当插入通路1246时，锁定销1250突起至沟槽1214内，从而防止杆-端部1240被从杆1210移除。杆-端部1240仍然能够环绕杆1210的第一端部1211旋转并且还能够沿杆1210在由锁定销1250和沟槽1214的侧部之间的接触所限制的范围内滑动。

杆-端部1240还具有与孔口1244垂直且与孔口1244相交的带螺纹的孔口1248。带螺纹的孔口1248构造为接收止动螺钉1260。在优选的实施例中，带螺纹的孔口1248定位为使得止动螺钉1260通过带1216接合杆1210。止动螺钉1260在某些实施例中在其远端端部处枢转地连接至弯曲的驱动件元件以更好地接合杆1210的表面。止动螺钉1260当被拧紧时构造为接合杆1210的第一端部1211以锁定杆-端部1240相对于杆1210的位置。换言之，止动螺钉1260适于接合杆1210以防止第一端部1211在孔口1244内的进一步旋转和滑动。

图12B示出复合脊柱杆1200在被组装时的立体图。如图12B中所示，球1220已经被插入杆-端部1240的凹处1242内。盖1230已经被安装至凹处1242中，从而紧固球1220并形成球窝接头。注意：球1220能够如箭头1261所示在凹处1242内枢转并且也能够如箭头1262所示在凹处1242内旋转。孔1222从球1220的两个侧部均可接近以容许球1220安装至骨锚固件的固定架。

再次参考图12B，杆1210的第一端部1211已经插入孔口1244中。锁定销已经插入穿过通路1246以与沟槽1214相交。止动螺钉1260已经插入带螺纹的孔口1248中。随着止动螺钉1260松开，杆1210能够如箭头1264所示在由销1250和沟槽1214的侧部之间的接触（见图12C）所强加的限制范围内在孔口1244内纵向地滑动。在实施例中，杆1210具有2至10毫米之间的滑动移动范围。如果沟槽1214环绕经过杆1210的整个圆周，那么杆1210还能够在孔口1244内自由旋转。然而，如果沟槽1214仅部分地环绕经过杆1210，那么杆1210在孔口1244内的旋转将受到锁定销1250和沟槽1214的端部之间的接触的约束。止动螺钉1260当被拧紧时构造为接合杆1210的第一端部1211以锁定杆-端部1240相对于杆1210的位置。

图12C示出复合脊柱杆1200在被组装时的剖视图。如图12C中所示，球1220由盖1230保持在杆-端部1240的凹处1242中。然而，球1220能够如箭头1262所示环绕孔1222的轴线旋转360度。这容许复合脊柱杆1200环绕安装到球1220的骨锚固件的长轴线旋转360度。球1220还能够如图12C中的箭头1260所示从图12B中所示的位置倾斜。在优选的实施例中球1220能够在任何方向上倾斜12度，因此容许杆-端部1240从与安装到球1220的骨锚固件垂直的方向倾斜12度。注意：用于将球1220紧固至骨锚固件的固定架和螺母设计为不干涉旋转或倾斜的运动范围（见例如图3A）。锁定销接收于通路1246中并且与沟槽1214相交，从而防止杆-端部1240从杆1210的第一端部1211滑脱。注意：沟槽1214比锁定销1250宽以使得杆端部1240能够沿杆1210滑动直至锁定销1250接触沟槽1214的壁。如图12C中所示，止动螺钉1260定位于带螺纹的孔口1248中。止动螺钉1260的远端端部进入能够接合杆1210的孔口1244内以紧固杆-端部1240相对于杆1210的位置。

复合脊柱杆1200可以与标准的骨锚固件、多轴型螺钉和/或包括本文所描述的球-杆/偏转杆/可偏转柱的骨锚固件（见例如图8A-8D的骨锚固件800和图9A-9D的骨锚固件900）一同使用。类似地，虽然图8A-8D的骨锚固件800和图9A-9D的骨锚固件900可以与复合脊柱杆1200一同应用，但是也可以与本文所描述的脊柱杆和/或不具有球窝接头的脊柱杆中任一一同应用。例如，图12D示出应用组合有图12A-12C的复合脊柱杆1200的图9A-9D的骨锚固件900的脊柱稳定假体1270的侧视图。如图12D中所示，脊柱假体1270能够用于稳定L4和L5椎骨1272a、1272b以及L5至骶骨1272c的融合。L5至骶骨的融合通过箱子1271示意性地说明。脊柱假体1270产生对融合段L5-骶骨的静态后部支承。脊柱假体1270在仍然允许在L4-L5段处的某些移动的同时还支承L4-L5段。脊柱假体1270因此能够用于“装满顶部空隙（topping-off）”程序中以支承与融合的段相邻的脊柱段，由此降低有时源自脊柱融合程序的相邻的段恶化的比率增加的可能性。

如图12D中所示，骨锚固件900植入L4椎骨1272a的椎弓根1274a中。传统的椎弓根螺钉1280b植入L5椎骨1272b的椎弓根1274b中。传统的椎弓根螺钉1280c植入骶骨1272c中。杆-端部1240的球1220通过螺母1290紧固至骨锚固件900。杆1210定位于椎弓根螺钉1280b和1280c的头部1282b、1282c中。注意：杆1210的形状设计为/被弯曲以在所需的位置中支承L4和L5椎骨1272a、1272b和骶骨1272c。如图12D中所示，杆1210具有弯曲部1215。杆1210然后通过止动螺钉紧固至椎弓根螺钉1280b、1280c的头部1282b、1282c。脊柱稳定假体1270因此以固定的关系将L5椎骨1272b从后部紧固至骶骨1272c并且适于L5椎骨1272b和1274c之间的融合的后部稳定性。

由于杆1210的形状，拧紧止动螺钉1284b、1284c以将杆1210紧固至椎弓根螺钉1280b、1280c的头部1282b、1282c的动作可以导致杆1210的第一端部1211的移动。通过某些脊柱杆，这将施加负载至骨锚固件900的柱，从而将柱从中心推离。然而，杆-端部1240自由地相对于杆1210稍微滑动并且环绕杆1210旋转。杆-端部1240的这些移动抵消在杆1210的第一端部1211的位置中的任何变化并且容许球1220直接定位于与骨锚固件900的纵向轴线成直线。此外，骨锚固件900的定中心杆在安装过程中将可偏转杆维持在中心位置中。当杆-端部1240被适当地定位时，作为最后一个步骤，止动螺钉1260能够被拧紧，从而容许骨锚固件900建立于理想的位置中以用于后续的对L4-L5段的支承。骨锚固件900当作为脊柱假体1270的一部分被适当地植入时允许在提供负载均分的同时使得L4椎骨1272a相对于L5 1272b受控地移动。椎骨1272a相对于椎骨1272b的受控移动通过在杆端部1240内的球1220的枢转/旋转以及可偏转柱相对于骨锚固件（见图12E）的枢转/旋转而实现。

图12E示出应用图12A-12C的复合脊柱杆1200以及图9A-9D的骨锚固件900的脊柱植入物假体的部分剖视图。图12E说明在将杆1210紧固至椎弓根螺钉1280b、1280c（见图12D）之后以及在用螺母1290将杆端部1240紧固至骨锚固件900之后的脊柱植入物假体。在植入过程中的该点处杆1210的第一端部1211的位置被锁定就位。此外，骨锚固件900的接骨螺钉920的位置相对于杆1210的第一端部1211也被锁定就位。然而注意：骨锚固件900的可偏转柱1240可以从中立位置枢转离开，在所述中立位置中由于在紧固杆1210的过程中杆1210的第一端部1211移动，骨锚固件900的可偏转柱1240与接骨螺钉920共轴。然而，杆端部1240能够相对于第一端部211滑动和旋转，这容许定中心杆960将可偏转柱940推回至中立位置内，在所述中立位置中可偏转柱940与接骨螺钉920共轴并且定中心于孔912内。一旦可偏转柱940位于中立/中心位置，止动螺钉1260抵靠杆1210被拧紧，从而将杆-端部1240相对于杆1210锁定就位。杆-端部1240的移动抵消在杆1210的第一端部1211的位置中的任何变化并且容许球1220直接定位于与骨锚固件900的纵向轴线成直线。此外骨锚固件900的定中心杆1260在安装过程中帮助将可偏转杆1240维持在中立/中心位置中。

在脊柱假体的替代的实施例中，较短的杆1210被使用，并且复合脊柱杆1200跨越两个椎骨从骨锚固件900至植入相邻的椎骨中的单一传统椎弓根螺钉。通常，相同的或类似的稳定结构植入脊柱的每个侧部上。此外，虽然复合脊柱杆1200已经结合图9A-9D的骨锚固件900被示出，但是在其他的实施例中复合脊柱杆1200能够与具有本文所描述的可偏转柱的骨锚固件中的任一其他一同应用。

骨锚固件900具有小轮廓。因此，复合脊柱杆1200安装至更接近椎骨的表面。此外，复合脊柱杆1200的形状将杆1210置于更接近椎骨的表面若干毫米。经常地，脊柱杆的水平用于引导将椎弓根螺钉安放于相邻的椎骨中的深度。虽然竖直杆能够被外科医生弯曲以抵消任何高度偏移，但是该过程在技术上是困难的。因此，外科医生经常优选将各种椎弓根螺钉与安装点对齐而不弯曲脊柱杆。骨锚固件900和复合脊柱杆1200的小轮廓容许与其使用的传统椎弓根螺钉通过植入椎骨中的带螺纹的轴和与椎骨的表面邻接的头部二者进行安装。这是优选的位置，原因在于其通过增加椎弓根螺钉和椎骨之间的接触面积以及减小力矩臂而减小在椎骨和传统的椎弓根螺钉上的应力。

因此，图9A-9D的骨锚固件900的优势之一为小轮廓，所述小轮廓导致较小的组织创伤以及更好的系统定位以及与完全植入相邻的椎骨中的椎弓根螺钉的更好的对齐。图12A-12C的复合脊柱杆1200增强小轮廓构造，所述小轮廓构造导致较小的组织创伤以及更好的系统定位以及与完全植入相邻的椎骨中的椎弓根螺钉的更好的对齐。在优选的实施例中，当被植入时骨锚固件900的盖的顶部在椎骨的表面上方近似10毫米或更少并且杆1210的近端侧部（与椎骨最远的）在椎骨的表面上方近似11毫米。同样的在优选的实施例中，当被植入时螺母440距离椎骨的表面不超过15毫米。

植入和组装工具

图13A-13D和14A-14F示出在应用本文描述的骨锚固件和脊柱杆的实施例的动态稳定组件的植入和连接过程中的各种步骤。类似的方法和设备能够应用于本文所描述的为设于其上的特定工具接合特征及紧固件进行修改的各种脊柱杆和骨锚固件。

植入和组装优选地以最小侵入性方式执行，并且因此提供工具以便于通过插管进行安装和组装。这些工具还能够用于打开程序。用于脊柱腰段的一个适合的最小侵入性方法为椎旁肌间方法（paraspinalintermuscular approach）。该方法例如在1968年7月出版的TheJournal of Bone&Joint Surgery（骨和关节外科杂志），卷50-A，序号5中由Leon L.Wiltse等人所著的"The ParaspinalSacraspinalis-Splitting Approach to the Lumbar Spine（用于脊柱腰段的椎旁骶棘肌分裂法）"中加以描述，所述文章纳入本文加以参考。一般来说病人处于俯卧姿势。在待稳定的椎骨的后部形成切口。背筋膜被打开并且椎旁肌被分裂以暴露椎骨的脊柱关节和外侧突。对于所选择的组件来说，在需要时将根据本发明的实施例的动态骨锚固件和传统的椎弓根螺钉置于椎骨中。螺钉置于脊柱关节的侧部并且朝向椎体成一定角度。根据本发明的实施例的动态杆随后与根据本发明的实施例的动态骨锚固件、螺钉和传统的椎弓根螺钉相邻地插入就位。根据本发明的实施例的动态杆的球随后紧固至根据本发明的实施例的动态骨锚固件的可偏转柱，动态杆的另一端部随后以所需的椎弓根之间的距离连接至传统的螺钉。能够通过以下所描述的植入工具（见图13A-13D）以及连接工具（图14A-14F）便于动态骨锚固件的植入和动态杆的连接。

图13A示出用于植入动态骨锚固件1300的植入工具1350的立体图。动态骨锚固件1300可以例如为图8A-8D的骨锚固件800或图9A-9D的骨锚固件900。植入工具1350包括接收于管状套筒1370内的内轴1360。内轴1360在套筒1370内自由旋转。套筒1370还可以通过拉动把手1374朝向内轴1360的近端端部滑动。螺旋弹簧1372连接在套筒1370和内轴1360之间以将套筒1370保持在其相对于轴1360更远端的位置中。植入工具1350的长度和直径选择为便于容许通过套管以最小侵入性外科手术技术的方式使用，由此减少对与植入部位相邻的组织的破坏、减少病人所需的恢复并且改善外科手术结果。

再次参考图13A，轴1360在近端端部处具有快速释放固定架1362，手柄（未示出）可以附接至所述快速释放固定架1362以用于转动内轴1360。用于附接至轴1360的适合的手柄包括棘轮手柄、扭矩感应手柄以及扭矩限制手柄。在替代的实施例中，手柄可以永久地连接至或集成至轴1362的近端端部。内轴在远端端部具有头部1364。头部1364包括用于在如以下描述的植入过程中接合并紧固动态骨锚固件1300的装置。

同样如图13A中所示，头部1364能够接收在动态骨锚固件1300的近端部分上，且球-杆1306接收于轴1360（见虚线）内。在使用时，动态骨锚固件1300插入轴1360的头部1364内，且盖1310由头部1364接合、以及球-杆1306紧固至头部1364内。动态骨锚固件1300因此紧固至植入工具1350。除非并且直至外科医生往回拉动把手1374，动态骨锚固件1300才将被释放。因此，动态骨锚固件1300和植入工具能够作为一个单元通过插管插入脊柱中的植入地点，从而便于定位和植入动态骨锚固件1300。

图13B示出与动态骨锚固件1300接合的图13A的植入工具1350的头部1364的详细剖视图。如图13B中所示，头部1364包括用于接收并接合动态骨锚固件1300的盖1310的套节1365。套节1365设计用于与盖1310匹配以旋转动态骨锚固件1300的带螺纹的柄1320。因此，套节1365的内部根据盖1310的特定的构造可以为六角形、八角形或设有凹槽/键槽等。套节1365应当能够施加足够的扭矩至盖1310以将动态骨锚固件1300植入椎弓根中。

再次参考图13B，头部1364还包括用于接收动态骨锚固件的球-杆1306的孔口1365。如图13B中所示，球-杆1306包括在近端端部的接管1318。球1352定位于孔1367内，所述孔1367从轴1360的外部穿过从而相交与接管1318相邻的孔口1365。球1352由套筒1370保持在如下位置中：在所述位置中球1352突出至孔口1365内以便于将接管1352捕获在孔口1365内。在优选的实施例中，存在三个这样的球，然而，仅有一个在该剖视图中示出。因此，盖1310接收于套节1365内并且动态骨锚固件1300通过接管1318与球1352的相互作用而被锁定至植入工具1350。

图13C示出构造为释放动态骨锚固件1300的图13A的植入工具1350的头部1364的详细剖视图。在植入动态骨锚固件1300后，有必要移除植入工具1350。第一步骤为如箭头A所示相对于轴1360向近端滑动套筒1370。这通过抵靠弹簧1372（见图13A）的力往回拉动把手1374来实现。当套筒1360被向近端拉动时，球1352进入套筒1360的具有较大内直径的一部分。球1352当经过斜面1365时能够移动脱离与球杆1306的接合从而释放接管1318。在该阶段中轴1360和套筒1370均能够被一同从动态骨锚固件1300拉动离开。

图13D示出说明使用图13A的植入工具1350以将动态骨锚固件1300植入根据本发明的实施例的腰椎1384的椎弓根1382中的脊柱腰段的横向图。如图13D中所示，可以使用植入工具1350通过插管1380以最小侵入性程序植入动态骨锚固件。插管1380被引入病人身体中以从后部接近椎弓根。椎骨1384的椎弓根1382以传统的方式被暴露。随后钻洞1386穿过椎弓根1382至椎骨的椎体1383内。然后具有适合的长度、直径以及力/偏转特性的动态骨锚固件1300被选择用于植入。所选的动态骨锚固件1300的盖1310插入植入工具1350的头部1364内并且紧固就位。

现在参考图13D的左部，动态骨锚固件1300和植入工具1350作为一个组件通过插管1380插入植入部位。随后通过转动附接至在轴1360的近端端部上的快速释放手柄而植入动态骨锚固件。驱动动态骨锚固件1300至洞1386内直至外壳在椎骨1384的表面处（见箭头1390）为止。通过手柄1388穿过轴1360至动态骨锚固件1300的盖1310提供用于驱动动态骨锚固件1300的扭矩。

现在参考图13D的右部，当动态骨锚固件1300正确地定位于椎弓根1382中时，医师抵靠弹簧1372的力往回拉动把手1374。套筒1370相对于轴1360向近端移动。轴1360释放在动态接骨螺钉1300上的夹持并且轴1360和套筒1370均从插管1380移开并且移至病人身体之外（见箭头1392）。动态骨锚固件1300现在被正确地植入并且准备好用于附接至脊柱杆和/或其他脊柱稳定组件部件。

图14A-14D示出用于将脊柱杆1400紧固至根据本发明的实施例的动态骨锚固件1300的附接工具的视图。图14A示出用于将动态脊柱杆1400紧固至根据本发明的实施例的动态骨锚固件1300（如图14C中所示）的附接工具1450的立体图。动态脊柱杆可以为例如图5A-5C的复合脊柱杆500、或者图7A-7C的脊柱杆710、或者图12A-12E的复合脊柱杆1200。动态骨锚固件1300可以为例如图8A-8D的骨锚固件800或者图9A-9D的骨锚固件900。

首先参考图14A，附接工具1450包括接收于管状套筒1470内的内轴1460。附接工具1450的长度和直径选择为便于容许通过插管以最小侵入性外科手术技术的方式使用，由此减少对与植入部位相邻的组织的破坏、减少病人所需的恢复时间并且改善外科手术结果。内轴1460在套筒1470内自由旋转和滑动。内轴1460在近端端部处具有附接的手柄1462。在替代的实施例中轴1460可以具有配件，例如棘轮手柄、扭矩感应手柄和扭矩限制手柄的手柄可以附接至所述配件。内轴在远端端部处具有用于接合并且紧固动态脊柱杆1400（见图14B）的六角形延伸件的头部1464。

再次参考图14A，套筒1470包括在其近端端部处的蝶形把手1474。套筒1470在其远端端部处具有用于在连接至以下描述的动态骨锚固件的过程中接合并紧固动态脊柱杆1400的球的阴六角形套节的装置。在优选的实施例中头部1464包括具有中心孔1473的阳六角形配件1472。图14B示出从附接工具1450的远端端部查看的头部1464的放大视图。图14B示出具有中心孔1473的阳六角形配件1472。通过中心孔1473能够看到头部1464的阴六角形套节1465。突出至阴六角形套节1465内的为两个弹簧调整片1467。

图14C和14D示出与动态脊柱杆1400和动态骨锚固件1300相关的附接工具1450的远端端部的详细剖视图。首先参考图14C，所述图14C示出与动态脊柱杆1400和动态骨锚固件1300接合的图14A的附接工具1450的远端端部的详细剖视图。如图14C中所示，外套筒1470的头部1464的阳六角形配件1472装配至球1444的阴六角形套节内。与此同时，球杆1306的六角形延伸件1307接收于内轴1460的阴六角形套节1465内。因此当被接合时，将手柄1462相对于蝶形把手1474（见图14A）转动能够将球杆1306相对于球1444旋转。附接工具1450设计用于相对于球1444将足够的扭矩施加至球杆1306以将球杆1306紧固至球1444并且使球杆1306的六角形延伸件1307脱离。在优选的实施例中，附接工具1450应当能够提供大于30英尺磅的扭矩。

图14D示出在球杆1306的六角形延伸件1307脱离之后图14A的附接工具1450的远端端部的详细剖视图。如图14D中所示，当球1444已经被拧紧至球杆1306上时，在中心孔1473上的调整片1467接合六角形延伸件1307的接管1418的任一侧部，以将六角形延伸件1307紧固至阴六角形套节1465内。因此，当六角形延伸件1307脱离时，其能够通过所示的连接工具1450从病人身体移除。

图14E-14H为脊柱腰段的侧视图，所述侧视图说明应用根据本发明的实施例的图14A的附接工具将动态脊柱杆1400附接至动态骨锚固件1300的步骤。如图14E中所示，在动态骨锚固件1300和多轴型螺钉1440已经被植入后动态脊柱杆1400被植入。动态脊柱杆1400在颅（cranially）方向上优选地以最小侵入性方式植入，直至动态脊柱杆1400定位于与动态骨锚固件1300和多轴型螺钉1440相邻为止。动态骨锚固件1300的六角形延伸件1307随后如所示给送穿过动态脊柱杆1400的球1444。

接下来，如图14F所示，连接工具1450插入穿过插管1380以接合球1444和六角形延伸件1307。球1444随后相对于六角形延伸件1307转动直至其完全紧固至球杆1306为止。当球1444完全紧固至球杆1306时，施加进一步的扭矩直至六角形延伸件1307（未示出）被剪切掉。在优选的实施例中，这需要30英尺磅的扭矩并且足够用于将球1444锁定至球杆1306。接下来，如图14G中所示，连接工具1450能够从插管1380移除。如前所述，六角形延伸件1307（未示出）被保持在附接工具1450内部以用于从病人身体轻松地移除。如图14H中所示，传统的工具1484随后插入穿过插管1480以操作多轴型螺钉1440紧固动态脊柱杆1400的另一个端部。

偏转杆/加载杆的材料

可偏转柱相对于骨锚固件的移动向动态稳定组件提供负载均分和动态稳定特性。如上所述，可偏转柱的偏转使套筒的材料变形。在某些实施例中，套筒的材料的特性以及偏转杆组件的部件的尺寸影响偏转杆的力-偏转曲线。在其他实施例中，定中心杆的材料的特性以及组件的部件的尺寸影响组件的力-偏转曲线。

可偏转柱、骨锚固件、复合杆、定中心杆、以及脊柱杆优选地由生物可兼容的可植入的金属制成。可偏转柱能够例如由钛、钛合金、钴铬合金、例如镍钛合金（NiTi）形状记忆金属或不锈钢的制成。在优选的实施例中，可偏转柱由钴铬合金制成。在优选的实施例中，骨锚固件和脊柱杆由钛或钛合金制成；然而，除了钛/钛合金部件或替代钛/钛合金部件，还可以使用例如不锈钢的其他材料。此外，动态脊柱杆的球优选地由钴铬制成以用于良好的耐磨特性。

套筒/顺从的构件/或者环（在存在时）的材料为具有所需的变形特性的生物可兼容且可植入的聚合物。套筒的材料应当还能够维持所需的变形特性。因此套筒的材料优选地在人体环境下为耐久的、抗氧化的并且尺寸稳定的。套筒可以例如由诸如

的聚碳酸酯氨基甲酸乙酯（PCU）制成。如果套筒包括

聚碳酸酯氨基甲酸乙酯或其他亲水性聚合物，那么套筒还能够作为用于使可偏转柱相对于可偏转柱的纵向轴线旋转的流体润滑的轴承。

本发明的优选实施例的以上描述已经被提供用于说明和描述的目的。并不意在详尽列举或将本发明限制在所公开的精确形式中。选择并且描述了许多实施例以最好地解释本发明的原理及其实际应用，由此使得本领域的其他技术人员能够理解本发明以用于各种实施例并且构思适于特定需求的各种修改。

本文中所示的特定的动态稳定组件仅作为示例提供。本发明的优选实施例的一个方面在于提供有多种部件，并且可以通过不同的组合和结构组装这些部件以创造适于不同病人的功能性需求和解剖构造的不同组件。还有，具有不同的力偏转特性的骨锚固件和偏转杆可以根据解剖和功能上的需要而结合不同的脊柱层。可以在一个或多个运动段处提供动态稳定性并且在某些情况下可以在相邻的运动段处融合的一个或多个运动段处提供动态稳定性。

稳定组件的特定的实施例可以结合如下的组合：本文以及纳入本文加以参考的相关申请中所描述的骨锚固件、脊柱杆、偏转杆、可偏转柱、定中心杆、复合杆、偏移和共轴连接器，以及标准的脊柱稳定和/或融合部件，例如螺钉、椎弓根螺钉、多轴型螺钉和杆。额外地，本文以及纳入本文加以参考的相关申请中所描述的植入工具和方法中的任一均能够被用于或修改为与这些稳定组件一同使用。意欲通过权利要求及其等效文字限定本发明的范围。

Claims (20)

1.一种脊柱稳定设备，所述脊柱稳定设备包括：

定中心杆，所述定中心杆具有第一端部、第二端部以及连接所述第一端部和所述第二端部的柔性段；

球-杆，所述球-杆至少包括部分球形的保持器和杆；

第一孔口，所述第一孔口沿所述球-杆的纵向轴线延伸并且穿过所述球形保持器与所述杆相对地敞开，其中所述定中心杆的第一端部接收于所述第一孔口中；

外壳；

在所述外壳内的套节，其中所述套节部分地包封所述球形保持器以形成球窝接头；

通路，所述通路从所述套节延伸至所述外壳之外，其中所述球-杆的杆穿过所述通路延伸至所述外壳之外；以及

第二孔口，所述第二孔口在所述外壳中与所述通路相对地从所述套节延伸，其中所述定中心杆的第二端部接收于所述第二孔口中；

其中所述球-杆的偏转弯曲所述定中心杆的柔性段，并且所述定中心杆施加恢复力以将所述球-杆的杆定中心于所述通路内。

2.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述通路包括截锥形表面，所述截锥形表面定位成在所述杆从所述通路的中心偏转预定的量之后接触所述杆。

3.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述杆和所述球形保持器一体成型。

4.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述外壳还包括带螺纹的骨锚固件。

5.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述外壳还包括适于将脊柱植入物部件连接至所述外壳的联接件。

6.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述球-杆还包括在所述外壳外部的适于将脊柱植入物连接至球-杆部件的带螺纹的固定架。

7.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述球-杆由钴铬合金制成。

8.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述定中心杆由超弹性的金属制成。

9.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述定中心杆由镍钛合金制成。

10.根据权利要求1所述的脊柱稳定设备，其中所述第一孔口还包括在所述球形保持器内的扩大部分，其中所述定中心杆的柔性段接收于所述第一孔口的扩大部分中。

11.一种脊柱稳定设备，所述脊柱稳定设备包括：

第一元件；

第二元件；以及

连接所述第一元件和所述第二元件的自定中心接头。

12.根据权利要求11所述的脊柱稳定设备，其中所述自定中心接头为自定中心球窝接头。

13.根据权利要求12所述的脊柱稳定设备，其中所述自定中心球窝接头包括定位成约束所述自定中心球窝接头的移动的限制表面。

14.根据权利要求12所述的脊柱稳定设备，其中所述自定中心球窝接头包括：

具有套节的外壳；

接收于所述套节中的球-杆；以及

部分地接收于所述球-杆内并且部分地接收于所述外壳内的定中心杆；

其中所述球-杆的偏转弯曲所述定中心杆并且所述定中心杆施加恢复力至所述球-杆上。

15.根据权利要求11所述的脊柱稳定设备，其中所述第一元件为骨锚固件。

16.根据权利要求11所述的脊柱稳定设备，其中所述第二元件为适于连接至脊柱植入物部件的带螺纹的固定架。

17.一种脊柱杆，所述脊柱杆包括：

具有纵向轴线的杆；

包括适于紧固至骨锚固件的孔的杆-端部；

以及止动螺钉；

其中所述杆-端部通过接头连接至所述杆，所述接头允许所述杆-端部进行如下操作中的至少一个：沿所述杆的纵向轴线滑动，以及环绕所述杆的纵向轴线旋转；

并且其中所述止动螺钉构造为施力于所述杆上以将所述杆相对于所述杆-端部锁定。

18.根据权利要求17所述的脊柱杆，还包括：

在所述杆-端部中的套节；

至少一个定位于所述套节内的部分球；

其中所述孔定位于穿过所述球以使得紧固至所述部分球的骨锚固件能够相对于所述套节枢转和旋转。

19.根据权利要求17所述的脊柱杆，其中所述杆-端部包括基本为圆柱形的孔口，所述杆的第一端部接收于所述孔口中。

20.根据权利要求19所述的脊柱杆，其中：

所述杆的第一端部包括环向沟槽；并且

其中所述杆-端部包括定位成接合所述环向沟槽以防止将所述杆的第一端部从所述基本为圆柱形的孔口移除的销。

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