JP2001519704A

JP2001519704A - 骨成長促進内植組織

Info

Publication number: JP2001519704A
Application number: JP54367298A
Authority: JP
Inventors: アミラムスタインバーグ
Original assignee: リンバーリミテッド
Priority date: 1997-04-15
Filing date: 1998-04-14
Publication date: 2001-10-23
Also published as: US7255712B1; WO1998046169A1; EP0977524A1; AU7229798A; US20080039941A1; CA2286706A1; IL132228A0; EP0977524A4

Abstract

(57)【要約】軸状の骨内植組織（１０）は、縦構造部材（１６Ａ）と、曲率制御及び支持、並びに、曲げ及び座屈に抵抗する剛性を供給する引張りケーブル（３１）とを含む。縦構造部材（１６Ａ）と引張りケーブル（３１）は、自然骨に比して実質的により大きな強度を有する複合再生骨と一体な部分になることができる。骨内植組織（１０）の柔軟性は、骨内植組織の特定の部分の構造形状を特に変えることと、移植手術前か、移植手術中か、移植手術後に、引張りケーブル（３１）の張力を調節することによって骨内植組織の剛性を調整することとによって、制御することができる。引張りケーブル（３１）は、縦構造部材（１６Ａ）に、非対称または非均一な張力を発生させるように調節することができる。

Description

【発明の詳細な説明】骨成長促進内植組織発明が関連する分野本願発明は、一般的に骨内植組織に関し、特に骨成長促進内植組織及び複合骨組織の成長を促進する内植組織に関する。発明の背景従来知られた人口骨器官あるいは内植組織は、一般的に、患者の身体部分に挿入され、固定されるスチールまたはチタンから構成された金属部分を含む。例えば、従来の関節接合用の心棒や骨折の治癒間に骨を支持するための髄内固定用に用いられる釘状の内植組織は金属で構成される。釘状の内植組織は、必ずしも常にではないが、通常、治癒が完了した時点で除去される。現在の内植組織は、以下の広範な二つのカテゴリーに分類できる。すなわち、一般的に比較的厚い内植組織に典型的な、内植組織の挿入前に骨内の穴を拡大することを要する内植組織と、一般的に比較的薄い内植組織に典型的な、骨内の穴を拡大することを要しない内植組織のである。薄い内植組織は挿入が容易であり、骨への良好な栄養補給と迅速な治癒を可能にする。しかしながら、薄い内植組織は骨に安定な支持構造を提供することはあまりない。従来の骨内植組織には、骨と金属内植組織との材料特性のミスマッチのために、幾つかの問題が関連している。例えば、金属内植組織と骨との接触によって、骨の腐食損耗が生じる可能性がある。また、金属内植組織と骨との間のヤング率や熱膨張係数等の物質の特性の差によって、骨への金属内植組織の固定が悪くなり、このため、特に気候の変化時に、患者に不快感がもたらされる。更に、従来の金属内植組織には、実質上、衝撃吸収または衝撃減衰効果はない。特定の最大応力レベル以下で、特定の最小応力レベル以上の応力レベルの範囲内の応力を受けると、その応力のレベルに応じて骨が成長したり新しい骨の組織が生じることが一般的に知られている。従来の金属内稙組織の一つの問題点は、周囲の骨に不均一な応力分布をもたらす傾向があることであり、周囲のある骨は過剰なレベルの応力を受け、他の骨は最適応力レベルよりも低い応力を受けることである。周囲の骨に加えられる応力が極めて低い極端な場合には、従来の金属内植組織によって、不使用による該当範囲の萎縮や退化がもたらされる場合がある。このことは、一方では、骨の退化と金属内植組織の固定の弛みとをもたらし、骨と金属内植組織との間に望ましくない隙間が生じる。従来の金属内植組織についての他の一つの問題点は、磁気共鳴造影（ＭＲＩ）及び関連する断層撮影のような診断技術を妨害する傾向があることである。内植組織の金属材料は内植領域の磁気特性と干渉する傾向があるので、金属内植組織は影や人工物の画像を生じ、その領域の磁気影像に歪みをもたらす。このような影は磁気共鳴技術の有効性を減らし、この磁気共鳴技術は重要で広範囲に用いられている診断技術であり、外科手術の間に同時多影像断面を有する実時間影像を取り出すのに使用されている。従って、非金属内植組織を使用すれば、望ましくない影や人工画像の存在を、診断のためにＭＲＩ型の有効性を維持できるレベルにまで減らすことができると期待されるので、非金属内植組織の使用が有利であろう。従来の金属内植組織の他のもう一つの欠点は、骨の穴の３次元的に曲がった面に適合できないことであり、このため、連続的な骨の成長をもたらしたり、促進したり、骨を強化するために骨を補強することにおける有効性が減少する。上記問題点を克服するために、１９９６年９月４日出願の出願番号PCT/IL/000 98の国際出願において、弾性部分を有する多数の内植組織が提案され、本願発明の発明者によって発明され、その記載内容はここに参照して一つに合体されている。このＰＣＴ出願は、衝撃吸収を提供し、内植後の骨の発達と成長を促進する、種々の弾性関節人工器官及び骨内稙組織を開示している。更にこのＰＣＴ出願は、十分に柔軟で、種々の変化する骨の曲率に適合するように変形する骨内植組織を開示している。発明の目的と要約上記考察のもとに、本発明の目的は、内植後の骨の発達と成長を促進し、複合骨材料の形成を介して骨の強度を改善する、改良骨内植組織を提供することにある。本発明の他の一つの目的は、骨内の応力分布を制御し、骨の退化を阻止するように作用し、新しい骨組織の成長を促進して、骨の選定された領域を強化する強さとパターンを有する応力場を形成するための手段を提供することにある。本発明の更に他の一つの目的は、内植組織に接触し、内植組織と相互作用する、実質的に連続な骨の表面に沿った微小運動(micro-movement)を作り出し、制御して、微小運動からの改良された新しい骨組織の発生を促進するための手段を提供することにある。本発明は、本発明の発明者によって発明された、ＰＣＴ出願、PCT/IL/00098においては開示されていない新しい特徴を有する内植組織を提供する。本発明によれば、高度の柔軟性と制御性とが、調整可能な引張りケーブルと縦方向の構造部材とを有する「帆柱」構造（後述）を使用することによって、釘状の骨内植組織へ与えられる。引張りケーブルは、釘状の骨内植組織の曲率の制御および支持、並びに、釘状の骨内植組織が曲がったり座屈したりすることに抵抗する剛性を提供する。縦方向の構造部材および引張りケーブルは、複合再生骨と一体の部分になり、この複合再生骨は、釘状の骨内植組織が骨内に留まるか、その大部分（縦方向の構造部材を除く）が除去されるかに係らず、従来の骨内植組織を使用して得られた再生骨に比してかなり高い強度を有する。骨内植組織の柔軟性は、骨内植組織の特定の部分の構造形状と剛性を変えることと、手術中か手術後に特定の引張りケーブルの張力を調整することとによって、制御される。縦方向の構造部材が骨の中へ挿入されるときには、それらは概ね低い均一な張力を有し、構造部材の挿入間には、張力が負荷されないことが望ましい。挿入後に、引張りケーブルを調整して、縦構造部材に追加の剛性を付与し、非対称または非均一な張力を縦構造部材に加えることによって、所望の曲がりを生じさせる。本発明は、骨内植組織に新しいタイプの断面を提供することと、複合骨構造の成長を促進することとによって、より強い再生骨を作り出す。図面の簡単な説明図１Ａは、本発明による骨内植組織が骨の穴の内側へ挿入された状態を示す断面図である。図１Ｂは、図１Ａの骨内植組織の部分斜視図であり、本発明の実施例による種々の支持部材のの構造を示す。図１Ｃは、図１Ａの骨内植組織一部の斜視図であり、本発明の実施例による他の支持部材の構造を示す。図２Ａは、本発明のもう一つの実施例による支持部材を有する骨内植組織の断面図である。図２Ｂは、図２Ａの支持部材の断面図である。図２Ｃは、本発明のもう一つの実施例による骨内植組織が骨の穴の内側へ挿入された状態を示す断面図である。図３Ａは、図２Ａの支持部材の斜視図である。図３Ｂは、折れた骨の外側に取り付けられた副子部材の斜視図である。図４Ａは、本発明の一実施例による骨内植組織の縦断面図である。図４Ｂは、本発明による一または複数の先細端を有する骨内植組織の芯の一実施例の斜視図である。図４Ｃは、本発明の一実施例による、骨内植組織の支持部材へ固定された引張りケーブルの縦断面図である。図５は、本発明の一実施例による、縦ケーブルと織スリーブ部材の斜視図である。図６Ａ及び図６Ｂは、本発明の一実施例による、ウエブへ埋め込んだ縦ケーブルを示す切断図である。図７は、本発明の一実施例による、改良された連結釘装置を示す切断図である。実施例の詳細な説明添付図面を参照して、以下に本発明の実施例を説明する。添付図面における参照符号は、同一または類似の部材を示す。身体は骨の中の最低限の応力を認識することが一般に知られている。一定の最低限以上で一定の最高限以下の、望ましい値の範囲内の量の応力が加えられると、新しい骨細胞が生じる。従来の心棒型または釘型の内植組織は、内植組織が挿入される骨の穴の３次元的に曲がった面に適合しない、平均的な幾何学形状を有するように構成されている。更に、内植組織と骨との接触はランダムな領域で生じ、一般に、最適の骨の成長を促進するのに十分に連続的でない。内植組織と骨との接触のランダム性のために、内植組織によって骨に加えられる力は、骨の中にランダムな応力レベルをもたらす。骨に加えられた応力の量が生物学的に許容範囲内にある領域のみが身体に認識されて、これらの認識された領域において新しい骨細胞が生じる。下限以下または上限以上の応力レベルの領域は身体に認識されず、その結果、新しい骨細胞は生じない。従って、骨格強度の再構築が妨げられる。本発明は、内植組織によって隣接する骨に加えられる応力の大きさと分布とを制御する手段を提供する。本発明はまた、骨と内植組織との対面領域における微小運動(micro-movement)を生じさせる手段を提供する。本発明の内植組織は、骨の穴の３次元的に曲がった面に適合し、実質的に連続した骨の穴の領域が、内植組織の突出した支持部材に対面する。実質的に連続した領域は、互いに適度に近接して配置され、骨組織の発生を促進し、さらに特定の領域が他の領域以上に成長するのに好都合なように骨成長を調整するのに望ましい応力場のパターンを有する連続した応力の分布をもたらすように配設された多数のフィンガーを有する支持部材と接触または対面する面を含む。内植組織の変位と組み合わされた骨の変位は、内植組織に相対的な骨の実際の剪断運動を含む接触または対面領域における運動と、接触領域の下の領域の、実際の相対運動がないところであっても、剪断応力とを生じさせる。このような微小運動と応力分布の微小な変化は、新しい骨細胞の発生と新しい骨組織の成長とを促進する。応力を発生し、応力の量と応力分布とを制御し、微小運動を発生させる手段は、以下のものを含む。ａ）骨と内植組織の曲げに対する反発力は引張りケーブルを調節することによって調節され、内植組織の曲率は引張りケーブルを調節することによって調節される、内植組織の剛性の制御と内植組織の曲率の調節との少なくとも一方のための手段。ｂ）適当な形状と寸法とを有し、特定の適当な材料から形成された突出する支持部材の設計。さて、図１Ａは、本発明の実施例による、骨９の内側へ挿入された骨内植組織１０を示す。骨内植組織１０は、対面部１３の内側に埋込みまたはモールドされた柔軟な中心部または芯１２を含む。芯１２は中実でも中空でもよく、望ましくは、例えば超高分子量ポリエチレンからなる繊維である「DYNEEMA」（商標）のような高性能材料で補強された複合材で形成する。対面部１３は、筒状層１４と、外に向かって半径方向に突出する複数の支持部材１５とを含む。支持部材１５は、骨の穴４の内側に適合して骨９と接触する。望ましくは、支持部材１５は骨の穴４の一部分のみを占めるようにし、各支持部材１５の間に、スポンジ質の自然の骨及び骨髄に適応するように、スポンジ領域３を設ける。従って、骨内植組織１０は、スポンジ領域３と骨髄とに、スポンジ領域３と骨の穴４を介して骨９へ栄養補給させることができ、このことは、骨の穴の略全領域を占め、骨には骨の外側からのみ栄養補給可能な従来技術の装置と異なる。図１Ｂは、骨内植組織１０の部分斜視図である。支持部材１５は、参照符号５で示すように、骨内植組織１０の全長に亘って伸びていてもよい。あるいは、支持部材１５は、参照符号６及び７で示すように、複数の縦方向部分から構成してもよい。また、支持部材１５に種々の形状を持たせてもよい。例えば、参照符号１６Ａは、真っ直な横の輪郭と台形断面とを有する標準型支持部材を示し、参照符号１６Ｂは、真っ直な横の輪郭と弧状または鈎状の断面とを有するバネ型支持部材を示す。実施例によれば、骨内植組織１０を骨の穴４へ挿入する間に支持部材１５は変形して、骨９の内壁を押すところの適切な適合がもたらされ（図１Ａ参照）、これによって、患者の特定の骨の形状への骨内植組織１０の良好で実質的に連続した適合が助長される。骨内植組織１０は、ＰＣＴ出願、PCT/IL/00098に開示された、本発明の発明者によって発明された、計算機を用いた骨形状複製機(computer-aided bone geome try duplicator)によって骨内植組織を特定の骨へ適合させる方法とともに用いてもよい。この方法によれば、計算機を用いた骨形状複製機は手術室の中で用いて、骨内植組織を手術の間に特定の望ましい形状にカットする。釘状の骨内植組織が患者へ挿入される典型的な内植手術においては、患者の骨は、骨内植組織の特定の形状に適合するように、錐あけされる。関節の接合に取り付けられる心棒のような、心棒を有する骨内植組織については、骨の錐あけと整形は、内植手術を実施する外科医によってなされる。外科医は、種々のやすりやリーマを用いて、心棒が骨の中へ受け入れられるように骨の準備をする。典型的には、沢山の小さいサイズから大きいサイズの種々のサイズのリーマを用いて、骨の中の空洞を拡げ、空洞が心棒の形状に相当するように整形する。本発明によれば、典型的な内植手術におけるよりも骨が少なく除去され、従来の内植手術において削り取られる稠密な骨材料に代えて、最もスポンジ質の骨材料が除去される。稠密な骨材料が削り取られると、残存する骨の強度が相当減少される。スポンジ質の骨材料を除去することによって本発明の突出する柔軟な支持部材を有する骨内植組織を挿入する空洞を骨の中に設けるために、えぐり道具としてスプーンを用いてもよい。えぐり道具には、えぐり道具の延伸された柔軟な芯へ１またはそれ以上のセンサを取り付け、芯が空洞の中へ挿入された時に、センサが空洞の面に接して外向きに押して、コンピュータへ供給される表面形状データを発生するようにしてもよい。あるいは、えぐり道具から分離したセンシング装置を用いて、空洞の表面形状データを発生させるようにしてもよい。また、空洞の表面形状は、ＭＲＩ（磁気共鳴造影）や断層写真技術のような、種々の診断技術を用いて決定してもよい。空洞の表面形状が分かれば、手術室環境に適合された、コンパクトなコンピュータ化された整形装置を用いて空洞に適合するように骨内植組織を整形する。支持部材１６Ａ（図１Ｂ参照）を有する骨内植組織については、初めに支持部材１６Ａを有しない骨内植組織を整形装置を用いて形成し、鍵を複製する場合のように、各支持部材１６Ａを１個ずつ個別に加工して、骨内植組織が空洞の中へ実質的に密接に３次元的に適合するようにする。図１Ｃは、本発明の実施例による、他の支持部材１５の構造を示す。支持部材１５は、先細の切り株型突起１７、実質的に変形可能でバネ質の鈎型突起１８、または、先細の切り株型中空突起１９を含んでもよい。鈎型突起１８と切り株型中空突起１９は、骨の穴４へ挿入する間に変形し、骨９の内壁を押し（図１Ａ参照）、これによって、患者の特定の骨形状への良好な適合がもたらされる。実施例によれば、先細の切り株型突起１７は細長い輪郭を有し、骨内植組織１０の挿入間に変形できるようになっている。また、支持部材１５は、種々の望ましい形状の、その他の突起からなってもよい。例えば、参照符号２０は、後で説明する引張りケーブル（図示しない）を受けるための少なくとも１個の溝２０Ａを有する先細の切り株型突起からなる支持部材を示す。（ここに、ケーブルという用語は、任意の断面形状を有し、編み部材、ロッド、棒等の材料で形成された、縦長の部材をいう。）幾つかの突起は、計算機を用いた骨形状複製機を使用してカットして、ほとんど正確に、誂えたように形状が適合するようにする。図２Ａは、本発明のもう一つの実施例による、種々の型の支持部材１１５を示す断面図である。各支持部材１１５は、樋部２１と、床２２と、側壁２３とを含む。参照符号１５０で示すように、支持部材１１５は、例えば、第２の部分を形成する、対面部１３から突出する、一対の持ち上げまたは刻み目つき壁２６の間に形成された雌型穴部材２５と結合する第１の部分を形成する雄型結合部材２４を有する樋部２１のような、第１の部分と第２の部分との２つの個別の部分から形成してもよい。図２Ｃは、本発明のもう一つの実施例による、骨９の内側へ挿入された、骨内植組織１０を示す断面図である。骨内植組織１０は、対面部１３と一体の部分として構成された樋部２１を含む。突起部１６０は、骨内植組織１０の支持部材１１５として機能する。スポンジ領域３は、各突起部１６０の間に配設されており、スポンジ質の骨と骨髄とを収容して、骨９の内部から骨９へ栄養補給させることができるようになっている。また、スポンジ領域３は、新しい骨の組織の成長のための型としても利用可能である。計算機を用いた骨形状複製機を用いて、持ち上げまたは刻み目つき壁２６をカットして、例えば図２Ｂに示す位置決め線ａ−ａに沿って、樋部２１が骨９の内壁を適切に押すように整形してもよい。計算機を用いた骨形状複製機は、樋部２１の寸法を考慮するが、樋部２１は均一断面のものであることが望ましい。樋部２１と対面部１３との間は、平滑嵌め合い、バネ嵌め合い、クリック嵌め合い、セレーション嵌め合いを含む、沢山の異なった結合が可能である。計算機を用いた骨形状複製機は、図２Ｃに示す骨内植組織１０の突起部１６０の整形にも使用できる。図２Ａに参照符号１５１で示すように、支持部材１１５は、樋部２１に連結され、バネ型結合部材（図示しない）、または中に中空部分２７を有する中空型結合部材２８を有する、少なくとも１つの一体部分から形成してもよい。バネ型結合部材も中空型結合部材も、骨内植組織１０を骨の穴４へ挿入する間に変形して、適切に適合し、骨９の内壁を押し（図２Ａ参照）、これによって、患者の特定の骨形状への良好な適合がもたらされる。更に、樋部２１にそこから突出して骨９の内壁に係合して圧力を作用させ、微小運動を発生させ、樋部２１に含まれる空間１５２の中への新しい骨組織の成長の発生を促進する、フィンガー２９を設けてもよい。図３Ａは、図２Ａの１つの支持部材１１５の縦方向の斜視図である。樋部２１に、例えば、スチール、DYNEEMA（商標）、カーボン、KEVLAR（商標）のようなアラミド繊維、等のような高性能材料から成る、調節可能縦方向支持構造あるいは引張りケーブル３１を配設することができる。引張りケーブル３１は、金属繊維を含むことができ、これはＸ線フィルムの中に骨内植組織１０の存在を指示するＸ線マーカーとして機能する。引張りケーブル３１は、ブリッジ部材３３によって支持される。引張りケーブル３１は、塗工しなくてもよいが、塗工して、骨の石灰化、多孔性骨材料、無機牛骨(inorganic bovine bone)、無機ゼノグラフト骨ミネラル(in organic zenograft bonel)、PRO OSTENN（商標）の名で市販されているようなオステオコンダクティブ接骨代用品(osteoconductive bone graft substitute、コラリンハイドロキシアパタイトcorraline hydroxyapatiteの１種)、BIOGLASS （商標）の名で市販されているような骨折箇所の骨と組織に接着するバイオアクティブ硝子内植組織(bioactive glass implant)、ハイドロキシアパタイト(hydr oxyapatite)と燐酸３カルシウムと牛繊維コラーゲン(bovine fibrillar collage n)その他の混合物を含むFDA-承認のオステオコンダクティブ(osteoconductive) 及びオステオインダクティブ(osteoinductive)接骨代用品等をを刺激するために、粒状ハイドロキシアパタイト(hydroxyapatite)の多孔性(PHA)または無多孔性( NPHA)バージョンのような、ハイドロキシアパタイトのような特殊材料で、塗工または表面処理してもよい。塗工には、骨の疾病を阻止するために、骨分化促進蛋白(bone morphogenic protein)と規定の薬物の少なくとも一方を含ませてもよい。引張りケーブル３１は、ランダムに編んだ薄い繊維の緩いメッシュ３２で覆ってもよく、引張りケーブル３１と同一または類似の材料から製造した短いウイスカー(whisker)の補強材３５を含んでもよい。メッシュ３２及び補強材３５は、骨分化促進蛋白付きまたは骨分化促進蛋白無しで、ハイドロキシアパタイトのような特殊材料と、骨の疾病を阻止するための規定の薬物の少なくとも一方を塗工してもよく、補強材３５をメッシュ３２の一部として含ませてもよい。望ましくは、メッシュ３２とブリッジ部材３３は、患者の身体に吸収される溶解性の材料で形成して、所定の期間内に現実的に消滅するようにする。樋部２１、メッシュ３２、引張りケーブル３１の少なくとも一つに、骨分化促進蛋白付きまたは骨分化促進蛋白無しで、ハイドロキシアパタイトのような材料が存在すると、新しい骨組織の発生が促進され、新しい骨組織は樋部２１の形状によって規定される所定の形状を有するように特別に設計することができ、樋部２１は新しい骨組織の発生のための型の働きをする。時間（ある場合には約１年）が経過すると、骨９の元の慣性モーメントよりも大きい慣性モーメントを有する断面を持った複合骨が作られ、複合骨は、その中に埋め込まれた高性能引張りケーブル３１付き、または引張りケーブル３１無しで、樋部２１に対面する実質的に連続な縦方向のウエブ２として形成される。引張りケーブル３１は、全面的または部分的に新しい骨組織の中に埋め込まれ、引張りケーブルは、新しい骨組織または接着性物質の少なくとも一方によって骨９へ接合されるであろう。従って、骨内植組織１０は、破損した骨の治癒に効果的に貢献するのみならず、元の骨の内部構造が有していた慣性モーメントよりも大きな慣性モーメント(I )を有する新しい断面を持った骨にリフォームし、引張りケーブル３１のような補強材と一体化することによって、治癒した骨の強度を実質的に増加する。補強材は、自然の骨のヤング率よりも大きなヤング率(E)を有する材料から形成され、調整可能な張力制御の供給に使用しても、あるいは使用しなくてもよい。このようにして、複合骨のＥ×Ｉの積の全体の値は、元の自然の骨のものよりもはるかに高い。従って、同一の骨が再度破損する危険性は減らされる。新しく導入された骨成長組織は、ウイスカーの補強材３５と一体化し、その中にウイスカーの補強材３５を埋め込むことも可能であり、補強材３５は新しく発生した骨材料を更に強化するように作用する。本発明のもう一つの実施例によれば、骨成長誘引材料と骨疾病阻止用の規定の薬剤の少なくとも一方を骨内植組織１０の塗工に含めるか、あるいは結晶、溶融可能カプセル、液体、粉末等を骨内植組織１０の開口領域または空洞部へ注入する種々の手段によって管理してもよい。本発明の実施例によれば、参照符号３５で示したものと類似の、例えば商品名 KEVLAR（商標）あるいはDYNEEMA（商標）で呼ばれる、金属またはカーボン繊維からなるウイスカー補強材が、ウイスカー補強セメントで形成されたセメント層の強度を改良するために骨セメントの中に添加され、脆性タイプのセメントにおける亀裂発生を減らし、柔軟タイプのセメントの安定性が改良される。種々の骨内植組織を骨へ取り付けるために強化骨セメントを使用してもよく、また骨の部分を相互に連結するのにも強化骨セメントを使用してもよい。図３Ｂは、骨の外側に取り付ける独立の副子部材２００用の本発明の実施例を示し、これは骨構造強化具として機能し、複合骨の製造にも用いられる。副子部材２００は、スリーブフランジ部材３７へ一体に取り付けられた薄い副子部材２００の襞部として形成された樋部３６からなる。あるいは、副子部材２００は、厚い副子部材２００の成形窪み（図示しない）として形成された樋部３６からなってもよい。副子部材２００は、セメント、膠、ステープル３９、またはネジその他の手段によって、折れた骨１の外側へ、骨１の全部または一部の周囲に固定され、骨折部４０のような特定の領域で骨１を局部的に強化して、骨折部４０を修復する。樋部３６が取り付けられたスリーブフランジ部材３７を、骨の曲がりを変えるために、その箇所に取り付けることも可能である。樋部３６は、多くの点において図３の樋部２１と類似しており、前述のような引張りケーブル３１を設けることもできる。この引張りケーブル３１は、調節可能でも、調節可能でなくてもよい。ある場合、望ましくはスリーブフランジ部材３７が骨１の全周を囲う場合には、骨１の表面とスリーブフランジ部材３７との間に、高性能材料（前述のような）で形成した、編んだ補強包帯（図示しない）を配置してもよい。補強包帯はその中に骨組織の成長を促進する成長誘引生物材料(growth-inducing biological- materials)を、包帯の編目を通って編目の周囲に有し、補強包帯が接着された新しい骨の層の成長が促進される。編んだ補強包帯は、スリーブフランジ部材３７と一体な層として構成して、編んだ補強包帯の繊維の一部がスリーブフランジ部材３７表層へ積層され、接着されるようにしてもよい。本発明の実施例によれば、編んだ補強包帯は新たに発生した骨層の中へ十分に埋め込まれる。すなわち、新たな骨が発生すると、スリーブフランジ部材３７は新しい骨材料の中へ埋込みあるいは「鋳込み」されるようになり、新しい骨材料と一つの構造部材になる。図４Ａは、芯１２（図１Ａ、３Ａ参照）を示す骨内植組織１０の縦断面図である。芯１２は、全体的な形状と材質その他によって支配される剛性を有する。芯１２と、ブリッジ部材３３と、一般に緊張している引張りケーブル３１とが一体となって「ヨットの帆柱」形態を形成し、これはきわめて軽量で、芯１２のみの場合よりもきわめて高い組み合わせの剛性を有する。ブリッジ部材３３は「帆柱連絡材」の役割をし、支持部材の一部または芯１２の一部として構成される。複合芯形態は、「ヨットの帆柱」形態無しで用いてもよく、「ヨットの帆柱」形態は、骨内植組織１０の一部分にのみ用いてもよい。芯１２は任意の材料で形成してもよく、中実、中空、個々の複数のロッドの組み合わせ、トラス構造に形成された複数のロッド、相当な開放空隙領域を有するように編まれた円周状の繊維またはワイヤのメッシュ、またはコイルバネ等の種々の構成を持たせることができる。引張りケーブル３１は、固定点８１、８２その他のような、任意の箇所に固定してもよく、引張りケーブル３１の張力は、骨内植組織の挿入間または挿入後の任意の時点における内植手術間に調節できる。従って、引張りケーブル３１の張力は、骨内植組織を骨の穴４へ挿入して固定した後に調節することができ、また内植手術後の将来時点においてさえ更に調節できる。引張りケーブル３１は、引張り道具３４を用いて調節する。引張り道具３４には、引張り道具３４に、引張りケーブル３１の張力の変更または調節することと、引張りケーブル３１に張力を加えた後に引張りケーブル３１の余分の長さをカットすることとを可能にする、多数ピンラチェット手段その他の手段を含ませてもよい。引張りケーブル３１は、骨内植組織１０の少なくとも一部分に剛性を付与するために使用され、また骨内植組織１０の少なくとも一部分に曲がった輪郭を付与して、曲がった部分が、骨の穴４の外側でさえ、実質的に骨の穴４の輪郭と同一の輪郭を有するようにするのにも使用可能である。上記張力系の張力は、張力系の「均等張力系」タイプである。本発明の実施例によれば、引張り道具３４を、引張りケーブル３１に調整された不均一な張力を発生させて、骨の中の曲げモーメントをシミュレートするのに用いてもよい。不均一な張力を持った引張りケーブル３１を有する骨内植組織１０は、骨の曲がりを変えるように継続的に長時間に亘って作用する負荷部材として用いることができる。従って、このような引張りケーブル３１は、望ましくない骨の曲がりを修正するのに用いることができ、修正プロセスには、望ましくない骨の曲がりを漸進的に修正するための、引張りケーブル３１の張力の周期的な調整を含めてもよい。あるいは、骨内植組織１０の幾らかの樋部２１にはウイスカーの補強材３５を含ませ、他の樋部２１にはウイスカーの補強材３５を含ませないようにして、骨９の特定の領域に制御されたレベルの応力を作用させ、これによって骨の曲がり修正を達成する、制御された応力領域を生じさせてもよい。新たに発生した骨組織にウイスカーの補強材３５が存在すると、ウイスカーの補強材３５が存在しない自然の骨と比較して、骨の特性が変えられる。本発明の他の実施例によれば、骨内植組織１０は、少なくとも剛性と曲率を制御することを目的として、図１Ｃに示す支持部材１５のような種々の「」を用いるか、あるいは、図５に示すスリーブ部材６２の中へ一体に織り込まれた縦ケーブル６０のような部材を用いることによって、引張りケーブル３１は含むが、樋部２１は含まないように構成してもよい。図４Ｂは、複合材料で形成され、１または複数の先細端４８を有するように構成された芯１２の実施例を示す。一対のナックル５１の間に、一定または変化する断面直径を有する中間部５０が配置されている。複合材料は、芯１２の異なる箇所の所望の剛性を最適化するために、異なった繊維の型、方向、径を含むことができる。中間部５０は芯１２の最も高剛性の筒所として設計され、関節の近傍や骨折領域のような、最も剛性を要する骨領域に安定性を供給する。一方、先細端４８は、骨の３次元的に曲がった穴への骨内植組織１０の挿入を容易にし、同時に骨内植組織１０の固定を容易にするように、十分柔軟にする。先細端４８は、引張りケーブル３１の引張り作用によって、骨への挿入後に硬くなる。本発明の実施例によれば、それぞれ異なるヤング率を有する少なくとも２つのタイプの材料で形成し、少なくとも２つのタイプの材料は、芯１２の縦方向軸に沿って変わるヤング率がもたらされるように配置する。図４Ｃは、樋部２１に固定された引張りケーブル３１を示す縦断面図である。樋部２１には、自然に微小に曲がった輪郭を持たせて、引張りケーブル３１が端部のブリッジ部材３３のみによって支持されるようにすることができる。樋部２１が、成形された対面部１３（図２Ｂ参照）の雌型穴部材２５の中へ適合して取り付けられると、樋部２１は真っ直になり、図２Ａ、２Ｂに関連して上記説明したような、しっかりした保持を可能にする、持ち上げまたは刻み目つき壁２６によって、あるいは、樋部21の曲がった形状が戻らないようにするリング型に形成された保持手段（図示しない）によって、真っ直に維持される。このことによって、引張りケーブル３１にあらかじめ設計された張力が生じ、この張力は、楽器の弦の張力や帆柱連絡材を有するヨットの帆柱のステーの張力に似ている。この差し込み時の張力は、組み立てた骨内植組織の最終的な張力としてもよいが、あるいは、差し込み時の張力は補助的な張力とし、引張り道具３４によって更に高い最終的な張力を与えてもよい。１または複数の引張りケーブル３１の張力の調整は、内植手術間に実施してもよいし、上述のように、骨の穴４内へ装置が挿入されて配置された後でのみ最終的な張力の調整がなされるように、骨内植組織の挿入後に実施してもよい。骨内植組織１０と処置された骨９とは、２つの構造タイプを形成する。すなわち、骨内植組織１０が骨９に変換される第１のタイプと、骨内植組織１０が骨９に重ねられる第２のタイプとである。第１のタイプによれば、芯１２と、ブリッジ部材３３と、引張りケーブル３１の３部材の組立て物は、自然骨と、骨のウエブ２として発生される骨組織と、引張りケーブル３１とからなる構造に変換される。これらのコンポーネントは、樋部２１を満たす新しい骨のウエブ組織が発生され、新しい骨のウエブ組織に引張りケーブル３１が埋め込まれたときに、複合骨構造に一体化され、これによってウエブ組織が補強される。その他の骨内植組織１０の部分は、引張りケーブル３１以外は患者から除去される。第２のタイプによれば、芯１２と、ブリッジ部材３３と、引張りケーブル３１の３部材の組立て物は、自然骨と、骨のウエブ２として発生される骨組織とからなる構造に重ねられる。これらのコンポーネントは、樋部２１を満たす新しい骨のウエブ組織が発生され、新しい骨のウエブ組織に引張りケーブル３１が埋め込まれたときに、複合骨構造に一体化され、これによってウエブ組織が補強される。図５は、本発明の他の実施例による、縦ケーブル６０と支持部材１５とを示す斜視図である。縦ケーブル６０は、例えば、DYNEEMA（商標）、カーボン、またはKEVLAR（商標）のような高性能繊維からなる編んだスリーブ部材６２の一部であってもよい。繊維のグループは、種々の層へ織り込まれ、例えば斜め、縦、円周方向のような種々に方向を有し、編み目の中に開口領域４４を持たせてもよい。スリーブ部材６２は、支持部材１５または樋部２１へ、種々の止め具手段(cli ck-on means、図示しない)によって、１または複数のブリッジ部材３３を用いるか、１または複数の溝２０Ａ（図１Ｃ参照）を用いて取り付けることができる。スリーブ部材に用いる繊維には、分化促進蛋白(morphogenic protein)とともに、または分化促進蛋白なしで、ハイドロキシアパタイト(hydroxyapatite)のような、特殊材料を含ませてもよい。また、あるいは、スリーブ部材６２は、スリーブ部材６２と同一または類似の材料から成る薄い繊維の緩いメッシュ３２を含む領域を含んでもよく、また、分化促進蛋白とともに、または分化促進蛋白なしで、ハイドロキシアパタイトのような特殊材料、または骨または骨髄の疾病を癒すためのもののような規定の薬剤を含ませてもよい。あるいは、スリーブ部材６２を緩いメッシュ３２で覆ってもよい。骨内植組織１０をスリーブ部材６２へ挿入し、次いでスリーブ部材６２へ挿入された骨内植組織１０を骨の穴４へ、複数の一般的に連続した場所で、骨に適合して接触するように挿入する。あるいは、骨内植組織１０とスリーブ部材６２との間にライニング６３を配設し、骨の穴４に対してスリーブ部材６２を押すのを柔軟に補助させて、骨内植組織１０と骨の穴４との実質的に連続的な接触を促進するようにしてもよい。接触領域においては、成長誘引生物材料(growth-induci ng biological-materials)が存在することにより、編み目を通して及び編み目の周囲に、骨組織の成長が促進され、スリーブ部材６２がやがて接着される新しい骨の層が作られる。一実施例においては、スリーブ部材６２は、新しい骨の層へ完全に埋め込まれ、上述の複合骨が作られる。編み目の中の開口領域４４は、骨成長の先頭が編み目の中へ迅速に侵入し、次いで新しい骨の組織の一般的に均一な層が発生されるまで、横方向に徐々に広がるのを助けるように設計される。メッシュ３２、ウイスカーの補強材３５、縦ケーブル６０の少なくとも一つは、あらかじめ定めた、樋部２１によって形が決められるところの所望の形状に適合するよう、骨組織の発生を促進するように作用し、樋部２１は、新しく発生した骨組織の中に縦ケーブル６０を埋め込むための型の役目をする。このように、樋部２１とスリーブ部材６２との少なくとも一方の中への、骨の成長は、以下に示す種々の方法によって生じる。（ａ）時間の経過による自然骨の再発生。（ｂ）種々の骨内植組織部分を用いた圧力の適用。（ｃ）骨内植組織部分の骨の穴に相対的な微小運動と振動との少なくとも一方。（ｄ）固定または溶融性ウイスカー補強材の、骨の穴に相対的な微小運動と振動との少なくとも一方。（ｅ）種々の骨成長促進材料の付与。本発明の複合骨と構造的に改良された骨内植組織は、骨折はないが、骨の補強が必要で望ましい場合にも採用可能である。骨内植組織１０は、例えばポリエチレンのような比較的薄い材料から形成して、「非構造装置」として使用してもよく、これはスリーブ部材６２へ容易に挿入することが可能であり、引張りケーブル３１、メッシュ３２、ウイスカーの補強材３５の少なくとも一つを含ませることが可能である。このようなそうちは、流体圧を用いて膨らまして、骨の穴４の壁に押しつけることができる。本発明の更にもう一つの実施例によれば、支持部材１５と骨の穴４の壁とに力を作用し、骨内植組織１０の固定の実現と、骨の穴４内への骨内植組織１０の適合した据付けをもたらすこととの少なくとも一方を達成して、それによって骨の穴４に相対的な骨内植組織１０の微小運動を強化するところの圧力領域を作り出すように、対面部１３の少なくとも１つの領域は膨らませることができ、流体で満たされている。本発明の更にもう一つの実施例によれば、柔軟な骨内植組織を図１Ａに示す芯１２無しで構成して、骨内植組織がきわめて柔軟で、骨の穴４への挿入が容易であるようにする。柔軟な骨内植組織の対面部１３は、例えば、スチール、ナイロン、ポリエステル、KEVLAR（商標）、またはDYNEEMA（商標）のような材料の繊維からなる高圧管で補強してもよい。対面部１３に圧力を及ぼす流体で対面部１３を取り囲む領域を満たすことにより、柔軟な骨内植組織はきわめて柔軟な状態から実質的に硬い状態へ変換される。対面部１３に作用する圧力は、支持部材１５を骨の穴４の壁へ押しつけるようにも作用し、骨の穴４内への柔軟な骨内植組織の最適な適合と固定とがもたらされる。図５に示すような骨内植組織については、対面部１３へ流体によって加えられる圧力は、骨の穴４の壁へスリーブ部材６２を押しつけて、スリーブ部材６２と骨の穴４の壁との間に、スリーブ部材６２の相当な部分に亘って、略連続的な接触がもたらされる。柔軟な骨内植組織にライニング６３が用いられた場合には、対面部１３がライニング６３を押し、ライニング６３は骨の穴４の壁へスリーブ部材６２を押しつける。対面部１３が流体によって加圧されてから、柔軟な骨内植組織の種々の部分に所望の張力が発生するように、引張りケーブル３１を調節する。上記柔軟な骨内植組織の特定の部位に、部分的に短い芯１２を配設して、これらの箇所への支持ができるようにしてもよい。柔軟な骨内植組織に、延長された期間に亘って骨の穴４の中へ制御された量の薬剤を放出する時間開放カプセル（図示しない）を含有させてもよい。時間開放カプセルは、柔軟な骨内植組織の中の十分なスペースがある任意の箇所に配設すればよい。図６Ａ、６Ｂは、腰骨を置換する骨内植組織のような幹骨内植組織に適用された本発明の一実施例を示す切断図である。腰骨を置換する幹骨内植組織は、その中に埋め込まれた引張りケーブル３１によって補強された連続的な縦方向のウエブ２を作り出し、これらのウエブ２は、従来の幹骨内植組織の端部８０を超えて伸びる。従って、全体の骨の強度は大腿骨８５の全体に亘って補強され、骨内植組織は、骨内植組織から複合骨、骨への緩やかな転移を形成する。本発明の更に他の実施例によれば、従来の連結釘装置の改良がもたらされる。従来の連結釘装置においては、金属釘が用いられており、釘はあらかじめ錐あけられた貫通孔を有している。内植手術中に、外科医は骨に錐あけするが、骨の孔とあらかじめ錐あけられた貫通孔とを一致させるよ注意しなければならない。あらかじめ錐あけされた釘は、通常生物学的に適合する材料でコーティングされており、このため、コーティングが剥がれないようにすることが望ましい。次いで、金属性の釘の孔にネジが挿入され、骨の孔へセルフタッピングされる。この連結プロセスによって、釘に相対的な骨の運動が防がれ、二つの骨折した骨の部分が連結され、その分離が防止され、それらの間に望ましくない隙間が形成されることが確実に防止される。本発明は、外科手術中に実行することがきわめて難しい作業であり、往々にして不十分な適合がもたらされるところの、骨に錐あけされた孔を、釘にあらかじめ錐あけられた貫通孔と一致させる作業を、外科医に要求しないようにすることによって、従来の連結釘装置を改良する。本発明の実施例によれば、釘を錐あけ可能な材料で形成して、骨の孔が釘の孔に一致しているかどうかに悩むことなく、外科医が骨と釘とを貫通して直接錐あけできるようにする。更に、錐あけは任意の所望の角度及び方向で実行可能であり、釘にあらかじめ錐あけられた孔に制限されることはない。図７に示す本発明のもう一つの実施例によれば、金属の釘７４にあらかじめ錐あけられた孔へプラスチックのスリーブ７５を挿入する。内植手術中に、外科医は骨７０に錐あけした後、プラスチックのスリーブ７５に錐あけする。プラスチックのスリーブ７５には、最初は小さい孔または細ながい溝（スロット、図示しない）を設けるか、あるいは全く孔を設けない。プラスチックのスリーブ７５は、ネジ７６を把持して、金属の釘７４があらかじめ錐あけられた孔の内側でａ− ａ方向に滑動するのを防止するように作用する。金属の釘７４にあらかじめ錐あけられた孔の直径は、ネジ７６のネジ山７７の外径よりも大きくする必要がある。なぜなら、そうしないと、ネジ７６を金属の釘７４の孔へ挿入することができないからである。しかしながら、プラスチックのスリーブ７５に錐あけられた孔は、ネジ７６のネジ山７７の外径よりも小さくして、ネジ７６のネジ山７７がスリーブ７５のプラスチック材料へ切り込むようにしてもよい。望ましい実施例によれば、スリーブ７５は、ＦＤＡ承認のポリエチレンで形成する。上記実施例は本発明の例示的な例であり、本発明はこれらの特定の実施例に限定されると解釈されるべきではない。添付する請求項において定義されるように、本発明の精神または範囲を逸脱することなく、当業者によって変更及び修正が実行されることが可能である。

【手続補正書】特許法第１８４条の４第４項【提出日】平成１０年１０月３０日（１９９８．１０．３０）【補正内容】請求の範囲（補正）１．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造であって、メッシュの間に開放領域を有するように設けられた繊維またはワイヤのメッシュからなる支持構造と、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。２．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造であって、少なくとも一つのコイルバネ部材を含んでなる上記支持構造と、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。３．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造であって、少なくとも二つのそれぞれ異なるヤング率を有するタイプの材料で形成し、上記少なくとも二つのタイプの材料は、上記支持構造の縦軸方向に沿ってヤング率が変化するように配置されたことを特徴とする支持構造と、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。４．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造であって、膨張可能な部分を含んでなることを特徴とする支持構造と、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。５．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造であって、上記対面部から突出する複数の支持部材を含んでなることを特徴とする支持構造と、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。６．上記複数の支持部材の少なくとも一部は、弾性的に変形可能であることを特徴とする、請求項５に記載の変形可能な骨内植組織。７．上記複数の支持部材の少なくとも一つは、骨の穴の中に適切に適合することを特徴とする、請求項５に記載の変形可能な骨内植組織。８．上記複数の支持部材は、骨の穴の中へ骨内植組織を挿入する間に弾性的に変形及び変位して、上記複数の支持部材が上記骨の穴の壁に対して力を及ぼし、上記骨内植組織が上記骨の穴に適切に適合することを特徴とする、請求項５に記載の変形可能な骨内植組織。９．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造と、上記支持構造内の張力を調節して、それによって上記骨内植組織の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための調整可能な引張りケーブルと、を含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。１０．上記調整可能な引張りケーブルは、少なくとも一つのブリッジ部材に支持されたことを特徴とする、請求項９に記載の変形可能な骨内植組織。１１．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造と、上記支持構造内の張力を調節して、それによって上記骨内植組織の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための複数の調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。１２．上記調整可能な引張りケーブルは、上記複数の調整可能な引張りケーブルに非対称または非均一なレベルの張力をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項１１に記載の変形可能な骨内植組織。１３．上記調整可能な引張りケーブルは、上記骨内植組織の内植前、内植中、内植後の少なくともどれかの時点に調整されることを特徴とする、請求項１１に記載の変形可能な骨内植組織。１４．上記調整可能な引張りケーブルは、上記骨内植組織に変化することが可能な剛性をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項１１に記載の変形可能な骨内植組織。１５．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造とを含んでなる変形可能な骨内植組織において、上記対面部は、骨の穴に供給される少なくとも１タイプの規定の薬剤を含むことを特徴とする、変形可能な骨内植組織。１６．上記対面部は、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品からなるグループから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項１５に記載の変形可能な骨内植組織。１７．上記塗工材料は、骨分化促進蛋白と骨の疾病を阻止する薬物の少なくとも一方を含むことを特徴とする、請求項１６に記載の変形可能な骨内植組織。１８．骨の外周の少なくとも一部分を囲む縦スリーブフランジ部材と、上記縦スリーブフランジ部材に取り付けられ、上記骨に対面する樋部とからなることを特徴とする副子部材。１９．上記樋部は、襞部を含んでなることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。２０．上記縦スリーブフランジ部材内の張力を調節して、それによって上記副子部材の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。２１．上記引張りケーブルは、少なくとも一つのブリッジ部材によって支持されたことを特徴とする、請求項２０に記載の副子部材。２２．上記縦スリーブフランジ部材内の張力を調節して、それによって上記副子部材の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための複数の調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。２３．上記調整可能な引張りケーブルは、上記複数の調整可能な引張りケーブルに非対称または非均一なレベルの張力をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項２２に記載の副子部材。２４．上記調整可能な引張りケーブルは、上記副子部材の内植前、内植中、内植後の少なくともどれかの時点に調整されることを特徴とする、請求項２２に記載の副子部材。２５．上記調整可能な引張りケーブルは、上記副子部材に変化することが可能な剛性をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項２２に記載の副子部材。２６．上記樋部は、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品からなるグループから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。２７．上記塗工材料は、骨分化促進蛋白と骨の疾病を阻止する薬物の少なくとも一方を含むことを特徴とする、請求項２６に記載の副子部材。２８．上記副子部材と上記骨との間に配設された編んだ補強包帯を更に含んでなり、上記補強包帯の少なくとも一郭分は上記縦スリーブフランジ部材と上記樋部の少なくとも一方に塗込められていることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。２９．上記樋部と上記骨との間に配設されたライニングを更に含んでなることを特徴とする、請求項１８に記載の副子部材。３０．上記ライニングは上記縦スリーブフランジ部材と上記樋部の少なくとも一方に塗込められていることを特徴とする、請求項２９に記載の副子部材。３１．骨の外周を少なくとも部分的に囲むための縦方向のスリーブ部材と、上記スリーブ部材に取り付けられ、上記骨に接触する複数の支持部材とを含んでなる骨内植組織において、上記スリーブ部材と上記複数の支持部材は、新しく発生する骨組織に埋め込まれて複合骨構造を形成するようになることを特徴とする、骨内植組織。３２．支持構造によって支持された対面部と、上記対面部から突出する複数の弾性変形可能な支持部材であって、上記複数の支持部材は骨の孔の壁に接して、骨内植組織が上記骨の孔の中に適切に適合するようにする、支持部材と、上記骨の孔の中へ上記骨内植組織を挿入する際に、上記複数の支持部材が上記骨の孔の壁に対して力を作用するように、弾性的に変形及び変位する突起からなる上記複数の支持部材と、を含んでなることを特徴とする、骨内植組織。３３．上記複数の支持部材は、上記実質的に連続した部分に亘って上記骨の孔の壁に接触する縦方向の支持部材を含んでなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。３４．上記複数の支持部材は、上記骨の孔に関して実質的に縦方向に配設された隣接部材のグループと、上記骨の孔の実質的に連続的な部分に亘って上記骨の孔の壁に接する隣接部材のグループとからなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。３５．上記対面部に取り付けられた少なくとも一つの延長された引張り部材であって、上記少なくとも一つの引張り部材は、新しく発生する骨組織への埋込と、上記骨の孔への接着との少なくとも一方によって複合骨組織を形成する、引張り部材を更に含むことを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。３６．上記各支持部材は、上記骨の孔の壁に接して骨組織成長の触媒の働きをする樋状の部材からなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。３７．上記樋状の部材は、上記骨の孔に係合するための複数のフィンガー合んでなることを特徴とする、請求項３６に記載の骨内植組織。３８．上記延長された引張り部材の少なくとも一部分は、緩く織られた繊維のメッシュとウイスカーの補強材の少なくとも一方によって囲われていることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。３９．上記延長された引張り部材と、上記織られたメッシュと、上記ウイスカーの補強材との少なくとも一つは、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品、骨分化促進蛋白、骨の疾病を阻止する薬物からなるグルーブから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項３８に記載の骨内植組織。４０．上記延長された引張り部材は、上記対面部に取り付られた少なくとも一つのブリッジ部材に支持されたことを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。４１．上記延長された引張り部材は、上記対面部へ接着剤を用いて取り付られたことを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。４２．上記複数の支持部材を囲む編んだスリーブ部材を更に含むことを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。４３．上記編んだスリーブ部材は、延長された引張り部材を含むことを特徴とする、請求項４２に記載の骨内植組織。４４．上記編んだスリーブ部材を上記骨の孔の壁へ柔軟に押すために、上記編んだスリーブ部材と上記支持部材との間に、挿入されたライニングを更に含むことを特徴とする、請求項４２に記載の骨内植組織。４５．上記編んだスリーブ部材と上記ライニングの少なくとも一方は、上記支持部材の端部を越えて伸び、上記骨の孔の壁に対面する、ことを特徴とする、請求項４４に記載の骨内植組織。４６．上記支持構造は、複数のロッドからなるトラス状の構造からなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。４７．上記支持構造は、メッシュの間に開放領域を有するように設けられた繊維またはワイヤのメッシュを含んでなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。４８．上記支持構造は、少なくとも一つのコイルバネ部材を含んでなることを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。４９．上記支持構造は、少なくとも二つのそれぞれ異なるヤング率を有するタイプの材料で形成し、上記少なくとも二つのタイプの材料は、上記支持構造の縦軸方向に沿ってヤング率が変化するように配置されたことを特徴とする、請求項３２に記載の骨内植組織。５０．セメント材料と、上記セメント材料に混入されたウイスカーの補強材とからなる骨内植組織用の骨セメントにおいて、上記ウイスカーの補強材は金属または非金属繊維からなることを特徴とする、骨内植組織用の骨セメント。５１．錐あけ可能な材料で形成された釘を合んでなることを特徴とする、髄内用内植組織。５２．上記釘は、あらかじめ設けられた錐穴を有し、上記あらかじめ設けられた錐穴内にプラスチック部分を更に含んでなることを特徴とする、請求項５１に記載の髄内用内植組織。５３．上記プラスチック部分は、上記プラスチック部分の中に開口を有することを特徴とする、請求項５２に記載の髄内用内植組織。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＧＷ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ

Claims

【特許請求の範囲】１．骨と対面する対面部と、上記対面部を支持する支持構造とからなることを特徴とする、変形可能な骨内植組織。２．上記支持構造は、中央の芯を含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。３．上記支持構造は、複数のロッドからなるトラス状の構造からなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。４．上記支持構造は、メッシュの間に開放領域を有するように設けられた繊維またはワイヤのメッシュを含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。５．上記支持構造は、少なくとも一つのコイルバネ部材を含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内稙組織。６．上記支持構造は、少なくとも二つのそれぞれ異なるヤング率を有するタイプの材料で形成し、上記少なくとも二つのタイプの材料は、上記支持構造の縦軸方向に沿ってヤング率が変化するように配置されたことを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。７．上記支持構造は、膨張可能な部分を含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。８．上記対面部は、上記対面部から突出する複数の支持部材を含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。９．上記複数の支持部材の少なくとも一部は、弾性的に変形可能であることを特徴とする、請求項８に記載の変形可能な骨内植組織。１０．上記複数の支持部材の少なくとも一つは、骨の穴の中に適切に適合することを特徴とする、請求項８に記載の変形可能な骨内植組織。１１．上記複数の支持部材は、骨の穴の中へ骨内植組織を挿入する間に弾性的に変形及び変位して、上記複数の支持部材が上記骨の穴の壁に対して力を及ぼし、上記骨内植組織が上記骨の穴に適切に適合することを特徴とする、請求項８に記載の変形可能な骨内植組織。１２．上記支持構造内の張力を調節して、それによって上記骨内植組織の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。１３．上記調整可能な引張りケーブルは、少なくとも一つのブリッジ部材に支持されたことを特徴とする、請求項１２に記載の変形可能な骨内植組織。１４．上記支持構造内の張力を調節して、それによって上記骨内植組織の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための複数の調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。１５．上記調整可能な引張りケーブルは、上記複数の調整可能な引張りケーブルに非対称または非均一なレベルの張力をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項１４に記載の変形可能な骨内植組織。１６．上記調整可能な引張りケーブルは、上記骨内植組織の内植前、内植中、内植後の少なくともどれかの時点に調整されることを特徴とする、請求項１４に記載の変形可能な骨内植組織。１７．上記調整可能な引張りケーブルは、上記骨内植組織に変化することが可能な剛性をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項１４に記載の変形可能な骨内植組織。１８．上記対面部は、骨の穴に供給される少なくとも１タイプの規定の薬剤を含むことを特徴とする、請求項１に記載の変形可能な骨内植組織。１９．上記対面部は、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品からなるグループから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項１８に記載の変形可能な骨内植組織。２０．上記塗工材料は、骨分化促進蛋白と骨の疾病を阻止する薬物の少なくとも一方を含むことを特徴とする、請求項１９に記載の変形可能な骨内植組織。２１．骨の外周の少なくとも一部分を囲む縦スリーブフランジ部材と、上記縦スリーブフランジ部材に取り付けられ、上記骨に対面する樋部とからなることを特徴とする副子部材。２２．上記樋部は、嚢部を含んでなることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。２３．上記縦スリーブフランジ部材内の張力を調節して、それによって上記副子部材の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。２４．上記引張りケーブルは、少なくとも一つのブリッジ部材によって支持されたことを特徴とする、請求項２３に記載の副子部材。２５．上記縦スリーブフランジ部材内の張力を調節して、それによって上記副子部材の剛性と曲率との少なくとも一方を調整するための複数の調整可能な引張りケーブルを更に含んでなることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。２６．上記調整可能な引張りケーブルは、上記複数の調整可能な引張りケーブルに非対称または非均一なレベルの張力をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項２５に記載の副子部材。２７．上記調整可能な引張りケーブルは、上記副子部材の内植前、内植中、内植後の少なくともどれかの時点に調整されることを特徴とする、請求項２５に記載の副子部材。２８．上記調整可能な引張りケーブルは、上記副子部材に変化することが可能な剛性をもたらすように調整されることを特徴とする、請求項２５に記載の副子部材。２９．上記樋部は、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品からなるグループから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。３０．上記塗工材料は、骨分化促進蛋白と骨の疾病を阻止する薬物の少なくとも一方を含むことを特徴とする、請求項２９に記載の副子部材。３１．上記副子部材と上記骨との間に配設された編んだ補強包帯を更に含んでなり、上記補強包帯の少なくとも一郭分は上記縦スリーブフランジ部材と上記樋部の少なくとも一方に塗込められていることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。３２．上記樋部と上記骨との間に配設されたライニングを更に含んでなることを特徴とする、請求項２１に記載の副子部材。３３．上記ライニングは上記縦スリーブフランジ部材と上記樋部の少なくとも一方に塗込められていることを特徴とする、請求項３２に記載の副子部材。３４．骨の外周を少なくとも部分的に囲むための縦方向のスリーブ部材と、上記スリーブ部材に取り付けられ、上記骨に接触する複数の支持部材とを含んでなる骨内植組織において、上記スリーブ部材と上記複数の支持部材は、新しく発生する骨組織に埋め込まれて複合骨構造を形成するようになることを特徴とする、骨内植組織。３５．支持構造によって支持された対面部と、上記対面部から突出する複数の弾性変形可能な支持部材であって、上記複数の支持部材は骨の孔の壁に接して、骨内植組織が上記骨の孔の中に適切に適合するようにする、支持部材と、上記骨の孔の中へ上記骨内植組織を挿入する際に、上記複数の支持部材が上記骨の孔の壁に対して力を作用するように、弾性的に変形及び変位する突起記らなる上記複数の支持部材と、を含んでなることを特徴とする、骨内植組織。３６．上記複数の支持部材は、上記実質的に連続した部分に亘って上記骨の孔の壁に接触する縦方向の支持部材を含んでなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。３７．上記複数の支持部材は、上記骨の孔に関して実質的に縦方向に配設された隣接部材のグループと、上記骨の孔の実質的に連続的な部分に亘って上記骨の孔の壁に接する隣接部材のグループとからなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。３８．上記対面部に取り付けられた少なくとも一つの廷長された引張り部材であって、上記少なくとも一つの引張り部材は、新しく発生する骨組織への埋込と、上記骨の孔への接着との少なくとも一方によって複合骨組織を形成する、引張り部材を更に含むことを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。３９．上記各支持部材は、上記骨の孔の壁に接して骨組織成長の触媒の働きをする樋状の部材からなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。４０．上記樋状の部材は、上記骨の孔に係合するための複数のフィンガー合んでなることを特徴とする、請求項３９に記載の骨内植組織。４１．上記延長された引張り部材の少なくとも一部分は、緩く織られた繊維のメッシュとウイスカーの補強材の少なくとも一方によって囲われていることを特徴とする、請求項３８に記載の骨内植組織。４２．上記延長された引張り部材と、上記織られたメッシュと、上記ウイスカーの補強材との少なくとも一つは、主としてハイドロキシアパタイトベースの物質、多孔性骨物質、無機牛骨物質、オステオコンダクティブ接骨代用品、人工接骨代用品、骨分化促進蛋白、骨の疾病を阻止する薬物からなるグルーブから選んだ塗工材料で塗工されていることを特徴とする、請求項４１に記載の骨内植組織。４３．上記延長された引張り部材は、上記対面部に取り付られた少なくとも一つのブリッジ部材に支持されたことを特徴とする、請求項３８に記載の骨内植組織。４４．上記延長された引張り部材は、上記対面部へ接着剤を用いて取り付られたことを特徴とする、請求項３８に記載の骨内植組織。４５．上記複数の支持部材を囲む編んだスリーブ部材を更に含むことを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。４６．上記編んだスリーブ部材は、延長された引張り部材を含むことを特徴とする、請求項４５に記載の骨内植組織。４７．上記編んだスリーブ部材を上記骨の孔の壁へ柔軟に押すために、上記編んだスリーブ部材と上記支持部材との間に、挿入されたライニングを更に含むことを特徴とする、請求項４５に記載の骨内植組織。４８．上記編んだスリーブ部材と上記ライニングの少なくとも一方は、上記支持部材の端部を越えて伸び、上記骨の孔の壁に対面する、ことを特徴とする、請求項４７に記載の骨内植組織。４９．上記支持構造は、複数のロッドからなるトラス状の構造からなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。５０．上記支持構造は、メッシュの間に開放領域を有するように設けられた繊維またはワイヤのメッシュを含んでなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。５１．上記支持構造は、少なくとも一つのコイルバネ部材を含んでなることを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。５２．上記支持構造は、少なくとも二つのそれぞれ異なるヤング率を有するタイプの材料で形成し、上記少なくとも二つのタイプの材料は、上記支持構造の縦軸方向に沿ってヤング率が変化するように配置されたことを特徴とする、請求項３５に記載の骨内植組織。５３．セメント材料と、上記セメント材料に混入されたウイスカーの補強材とからなる骨内植組織用の骨セメントにおいて、上記ウイスカーの補強材は金属または非金属繊維からなることを特徴とする、骨内植組織用の骨セメント。５４．錐あけ可能な材料で形成された釘を合んでなることを特徴とする、髄内用内植組織。５５．上記釘は、あらかじめ設けられた錐穴を有し、上記あらかじめ設けられた錐穴内にプラスチック部分を更に含んでなることを特徴とする、請求項５４に記載の髄内用内植組織。５６．上記プラスチック部分は、上記プラスチック部分の中に開口を有することを特徴とする、請求項５５に記載の髄内用内植組織。