JP2012520129A - アクティブ骨ねじ - Google Patents

Abstract

骨ねじは、頭部分および胴部分を含む。該胴部分は、一定間隔で外方に拡張するねじ山をつけた部分を含む。
【選択図】図１

Description

本発明は、整形外科手術用ねじの使用に関する。より詳細には、本発明は、骨折の修復および整形外科の装置を骨に固定するために使用する骨ねじに関する。

整形外科手術におけるねじの使用は、Ｒｉｇｕａｄがスウェーデン鋼ねじを肘頭の骨折修復のために埋め込んだ、１８００年代後期に遡る。１８６６年までに、独国ＨａｍｂｕｒｇのＨａｎｓｍａｎｎは、ねじが経皮に挿入されて、最初の骨板およびねじ装置組立体を開発した。１９００年代初期には、挿入されたねじが骨ソケット内で弛緩する問題が、著しい問題として認識された。この問題に応答して、新しいねじの設計が開発された。Ｌａｎｅは、木からねじを設計した。しかし、骨幹骨内で維持され難いため、ねじの設計に金属を使用する他の設計が導かれた。整形外科用のセルフタッピングねじが、さらに１９２１年頃に開発された。

現在、様々なねじ山および材料を使用する多数のねじの設計が存在している。セルフタッピング機能のある、またはセルフタッピング機能のない単一および複数の先端にねじ山のついたねじが、すべての整形外科を通して見出すことが可能である。これらのねじに使用された最も一般的な材料は、チタニウム、コバルト・クロム、およびステンレス鋼である。当技術分野に周知の様々な組成物で作られた、生体再吸収可能なねじも使用される。今日の整形外科において一般的に使用される生体再吸収可能な材料の例は、ポリ乳酸、ポリグリコール酸、ポリ乳酸のＬ‐アイソトープ型、ならびにポリ乳酸およびポリグリコール酸の共重合体を含む。

近年の進歩に関わらず、着座しているソケット内でのねじの弛緩が、より近年の技術の適用を伴うより多くの問題になっているが、骨ねじの基礎は変更されていない。これらの問題を補償するために、コーティング、およびより良い骨を誘導するまたは導電する材料などの様々な手法がねじの表面に適用された。ねじの表面のテクスチャリングによりねじを変化させることもまた、試みられた。これらの手法は、いくつかの方法で問題に対処し得るが、多くの高負荷の適用を伴う弛緩の現在の問題に対処するためには十分ではない。

あらゆる適用における正しいねじの挿入および固定のかなりの部分が、実際のねじ山の骨への「咬合」または深さが十分である必要がある。実際には、このことは、内径から外径に延びるねじ山全体が、骨自体に完全に埋まるように、内径に整合するねじに対する入穴を有することにより、理想的に実現される。小さ過ぎるねじは、ねじ山の掛りが不十分となり、骨から抜ける傾向があることは明白である。入穴サイズに比して大き過ぎるねじは、骨に過大な応力をかけ、骨折を引き起こす危険を生み出す。正しいサイズである場合は、ねじが良好な保持値、または引抜力と呼ばれるものを初めに付与することになる。しかし、高負荷または骨の再形成下に起こることは、ねじのソケット内でのねじの弛緩である。

より近年の脊椎系の多くは、力学系の概念に向かって動いた。これらの系では、ねじは依然として固定装置であるが、その負荷は、ねじ間に配置された装置によって分散または変化される。このようなある系は、ある方向に屈曲可能であるが、必要な場所では剛性を持つ織物のひもを使用する。他の系は、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）の重合体棒体、可撓性棒体、または可撓性コネクタを利用する。これら全てに共通する一態様は、これらが、ねじ固定手段上の負荷を著しく変化させることである。骨ねじは、より高い負荷を受け、脊椎の屈曲作用／延長は、周期的負荷を以前のより硬質な棒体固定手段とは異なるねじ上に位置させる。これにより、はるかに高い弛緩率を生体内にしばしば引き起こす。１つの現在の系は、あらゆる場所で８％〜３９％の弛緩失敗率を報告している。予想通りに、その数は、患者の数によって異なるが、いずれにせよ、３９％の失敗率は言うまでもなく、８％の失敗率は許容レベルではない。

上述の問題の根源は、骨への固定手段にある。ねじの表面の処理方法に関わらず、固定のねじ手段における技術は、１９２０年代初期に開発されたねじとほぼ同様のままである。

他の整形外科装置は、骨の把持および再形成に関して同様の欠点に直面する。たとえば、ケージなどの子宮頸部椎体間固定系を安定させることが望ましい。このようなケージは、１つの脊椎からケージを通って別の脊椎までの骨の治療にしばしば依存する。

弛緩の問題に対処し解決するために、ねじが骨再形成または骨の界面損傷に対して調節できることが、はるかに良好な手法である。ねじ山が骨の中のねじ山から抜けるなどの、骨の界面損傷は、事実上ねじ山をすり減らす。通常のねじでは、次いで弛緩が起きる。

本発明によると、頭部分および胴部分を含む骨ねじを提供する。胴部分は、放射状外方に拡張するねじ山を含む。

本発明はさらに、放射状外方に拡張するねじ山を含む骨ねじを提供する。

本発明はさらに、ねじ山をつけた外表面を有し、断面がＣ型である可撓性本体部分、放射状に圧縮状態および拡張状態を有する襟部、ならびに襟部が拡張状態にあるとき、相互に離間した２つの縁端表面を含む、骨ねじ襟部を提供する。

本発明はさらに、ねじが骨にねじ山をつけ、補完的ねじ山をつけたソケットを骨内に形成することによって、骨ねじを骨に挿入する方法を提供する。ねじのねじ山は、ねじ山をつけたソケットが経時的に摩耗して拡張すると、ねじ山をつけたソケット内に拡張する。

本発明はさらに、ソケットが経時的に磨滅すると、ねじのねじ山がソケットの補完的ねじ山の中に拡張することによって、骨内でねじによって形成されたソケット内の骨ねじを維持する方法を提供する。

本発明または同様に容易に理解される他の利点は、添付図面とともに考慮すると、以下の詳述を参照によりよく理解されよう。

本発明に従って製作された骨ねじの立面側面図である。 本発明の骨ねじの側面図である。 図２のＡ−Ａ線に実質的に沿った断面図である。 図３に示したように断面を示したねじ山の拡大図である。 セルフタッピング頭部を有する本発明の立面図である。 図５のＡ−Ａ線に実質的に沿った断面図である。 図６に示したねじのねじ山の拡大詳細図である。 本発明のさらなる実施形態の立面斜視図である。 表面にねじ山をつけた襟部のない、図８に示した実施形態の立面斜視図である。 図８に示した実施形態の襟部の立面斜視図である。 図１０に示した襟部の平面図である。 圧縮状態のねじ山を含むねじの断面の立面図である。 図１２から圧縮されたねじ山の拡大図である。 拡張状態のねじ山を含むねじの断面の立面図である。 図１４から拡張されたねじ山の拡大図である。

本発明に従って構成された骨ねじは、概ね図面に１０に示されている。

同一構造の異なる実施形態は、図に素数の符号を付すことによって示されている。

一般に、骨ねじ１０は、概ね１２に示された頭部分、および概ね１４に示された胴部分を含む。胴部分は、概ね１６に示された放射状外方に拡張するねじ山を含む。放射状外方に拡張するねじ山１６は、骨への実際のねじ山の十分な咬合または深さを維持するように、骨の摩耗領域に拡張することによって、骨の再形成または骨の界面損傷に対して調節するアクティブ骨ねじを提供することにより、先行技術の問題を解決する。同様に、ソケットがねじの挿入前に事前にねじ切りされており、ねじ切りされたソケットが通常のねじ山をつけたねじの胴部より大きい直径を有するとき、本発明は、ねじ山の放射状外方への拡張により事前にねじ切りされたソケットを把持できて、骨への実際のねじ山の十分な咬合および／または深さを再度提供する。したがって、本発明はアクティブ骨ねじを提供するが、アクティブとは、ソケットが摩耗し、ねじが次第に弛緩すると、ソケット内に受動的に維持されず、むしろ、骨ねじは、ソケットが摩耗すると、骨ねじのねじ山がソケットの中に拡張することにより、ソケット内にその咬合及び維持する特性を保持するように能動的であるという意味である。

本発明の別の利点は、ウォルフの法則の適用による。ここでの取組みは、制御された力を骨の上に位置させて骨の好ましい再形成のために応力条件を生成し、より良い引抜力を獲得し、かつ経時的にそれを維持することである。したがって、本発明は、外方の放射状の力をねじの胴部１４から提供されることにより、骨の再形成の新規の方法を提供する一方で、ねじの胴部１４は、骨に挿入される。この原理に基づいて、本発明は実際に、ねじ１０の保持中、骨内のねじ山部分１６によって配置された外方圧力に応答して、骨が再形成されると、骨上の有効に減少された摩耗をもたらす。骨の再形成または骨と一緒の移動が不可能なトグルボルト手法とは異なり、本発明は、最低限の複雑さで卓越した骨のかかりが可能になる生体活性機構のねじを有効に生成する。

したがって、本発明は、ねじ、および近接した骨の再形成の誘導が望ましい他の本体の融合系などの、様々な整形外科の装置の形をとることが可能である。説明した両方の実施形態では、ねじまたは系は、拡張可能および圧縮可能な部分、好ましくはその近くに配置されたねじ山またはねじ山部分を含む本体部分を含む。ソケットまたは椎間腔にそれぞれ挿入後、ねじ山またはねじ山部分の外方付勢力は、骨の再形成を誘導する。これにより当初の、また次いで装置または系の連続した安定化がその位置にもたらされる。

図１〜４を参照すると、ねじ１０の胴部分１４は、以前に存在した部分と同様に、ねじ部材の本体部分を提供する。頭部分１２は円形であり、ねじ回しの機能を有する器具を受け取るためにその中に凹部１８を含み、ねじ１０を骨内のソケットに押し込む。上に示唆したように、ソケットは事前にねじ切りされ得るか、またはねじ１０を使用してソケットを形成し得る。

図３および４に最もよく示されるように、胴部分１４は、胴部分１４の長手軸に沿って長手方向に延びる螺旋溝２０を含み、該軸は図３に線２２によって示される。ねじ山１６は、溝２２内に配置された螺旋ばね型部材２４の形で示された、螺旋部材を含む。螺旋ばね部材２４は可撓性であり、というのは、その上に放射状内方にかかる圧力に応答して、軸２２に比して、ばね部材２４は、図１２および図１３に最もよく示されるように、胴部分２２の軸の長さに沿って溝２０の中にさらに押し込まれ、さらに着座しているからである。螺旋ばね部材２４の軸方向に内方にかかる圧力が放出されると、螺旋ばね部材２４は、図１４および１５に最もよく示されるように、軸２２から放射状外方に付勢する。したがって、ばね部材２４は、図１２および１３に示されるように、胴部分１４が着座したソケットが、ばね部材２４を溝２０の中に放射状に圧縮する圧縮状態、ならびに図１４および１５に示されるように、ばね部材２４がソケットの中に放射状外方に拡張する拡張状態を有する。ばね部材２４に補完的なソケットの溝が、は継時的に摩耗するにつれて、ばね部材は、能動要素を、新しく形成されたソケットに入れるか、または新しく形成されたソケットを形成するときに圧縮状態にあることが可能である一方、使用中にソケットが摩耗するにときにソケットの咬合または把持の維持も可能なねじに提供する。

少なくともばね部材２４の先端部２６は、溝２０に対しておよび溝２０の中に確実に取り付けられる。ばね部材２４の残部は、単に溝２０に着座しているだけであり、該圧縮状態と拡張状態との間で放射状内方および外方に移動可能なだけでなく、胴部分１４の長さの周囲を直線状に移動も可能である。このことが必要なのは、胴部分１４が骨内に新しく形成された軸部に最初に挿入されたとき、またはねじ部材が圧縮器具内に曝されて胴部分１４が骨内のソケットに配置される場合などの、ばね部材２４が圧縮状態に強いられると、ばね部材２４の圧縮が、溝２０内でばね部材２４の長さの延びを必然的に引き起こすからである。したがって、溝２０は、圧縮状態に入ったときに、ばね部材２４が延びる長さの捕捉を継続させるのに十分な直線長さを有する必要がある。したがって、溝２０は、ばね部材２４が拡張状態にあるとき、ばね部材２４の長さより長い直線長さを含み、ばね部材２４が圧縮状態に圧縮されると、ばね部材２４の前述の直線の延びが可能になる。

ばね部材２４が円形および長方形を含むあらゆる断面形状であり得る一方、好ましい実施形態では、ばね部材２４は細長い長方形または長円形を有することが可能である。その利点は、ねじ山１６が外方に拡張すると、細長い長方形または長円形が、ねじ１０の中に配置された骨のソケットに切り込んだ溝の壁によって担持され続けることである。これは、ねじ１０の２つの部分が、最大限の引抜力を維持するために単一の構成ねじであるかのように協力して作用しなければならない、本発明の重大な態様である。

胴部分１２は、頭部分１２からその遠位端にある押込要素２８を含む。押込部分２８は、骨と最初の接触を生み出す。押込要素２８は、ばね部材２４が拡張状態であるときは全直径である、通常使用される外径より大きい、図３に３０で示された外径を有する。骨のソケットに胴部分１４を挿入中、骨内にソケットを形成する間、ねじ１０は骨の中にねじ山をつけながら、ねじ部材２４は溝２０に巻入り、最初に所望の引く径の直径を減少させる。たとえば、６．５ｍｍでばねのねじ山部分１６から開始するねじに対して、骨にねじ山をつける最中に、ばね部材２４は、溝２０に巻入り５．５ｍｍのねじ山をつけた孔に嵌合する。このことにより、骨の再吸収、または骨の損傷および摩耗に対するねじ山によって１ｍｍの調整が可能になる。ねじ山１６の外方の拡張量は、設計、ならびにそれによって加えられる実際の力により容易に調整できる。放射状外方向きの力をかけることは利点であるが、その力の量は、挿入中に骨を折るあらゆる危険を回避するために大き過ぎてはならない。

外方の力は、極めて低い負荷から非常に高い負荷まで、ねじ山の寸法の直径、材料、または熱処理もしくは冷却加工などの材料処理に依存して範囲が及び得る。負荷はまた、応用により変化し得る。ペディクルに対して、所望の負荷は、より高い圧縮負荷下である、椎体間スペーサについての再成形を誘導するために使用される負荷より低く、骨ソケットへの放射状の負荷についてはあまり関心が示されないはずである。

図５〜７は、骨ねじ１０’がセルフタッピングである、本発明の第２の実施形態を示す。すなわち、頭部分１２’がセルフタッピング頭部であり、断面図を図６に示したようにフルストコニカルの形状を有する。しかし上述のように、本発明は、残りの図に示したように、セルフタッピング頭部１２’なしで使用可能である。セルフタッピング頭部１２’が利用される場合、孔１つのソケットは、ねじ部材１０’の挿入前にねじ切りする必要はないはずである。図１〜４および８〜１１に示したように、頭部１２’がセルフタッピングでない場合、孔は個別の器具によってねじ切られ、次いでねじ１０、１０’’がねじ切られた孔に挿入されるはずである。

本発明の別の実施形態は、図８〜１１に示されている。この実施形態では、また具体的には図８および９を初めに参照すると、ねじ部材１０’’は、頭部分１２’’と押込要素２８’’との間に減少された放射状の直径の本体部分３２を有する胴部分１４’’を含む。胴部分１４’’はさらに、頭部分１２’’と押込要素２８’’との間に維持された外方にねじ山をつけた表面３６を有する概ね３４で示された放射状の圧縮可能な襟部を含む。襟部３４は、胴部分１４’’が着座されたソケットが、襟部３４を本体部分３２に向かって放射状に圧縮する放射状の圧縮状態、およびソケットが経時的に摩耗し拡張すると、襟部３４が骨内に形成されたソケットの中に放射状外方に拡張する拡張状態を有する。換言すると、襟部３４は、溝を掘った骨表面に対して咬合を生成するために骨のソケットに入り、次いでソケット内に拡張するとき、初めに圧縮状態であるように、放射状に拡張する螺旋ばね部材２４に同様の機能を実行する。ソケットの骨表面が摩耗するか、または再形成するとき、襟部３４は、摩耗部または摩耗中の表面への咬合を維持させるように、放射状外方に付勢される。

より具体的には、襟部３４は、図１１に最もよく示したように、実質的に断面がＣ形状であり、離間した対抗する縁端部３８、４０を有する。縁端部分３８、４０は、襟部３４が拡張状態であるときに離間され、該襟部が圧縮状態に圧縮されると近接される。

ねじ部材１０’’の十分なねじ山をつける機能を生成するために、襟部３４およびそのねじ山をつけた表面３６は、ねじ部材１０’’に比して、ねじ部材１０’’の長手軸を中心に回転できない。したがって、本発明は、胴部１４’’の本体部分３２と襟部３４との間で相対的回転を防止する機構を含む。具体的には、本体部分３２は、図９に最もよく示したように、襟部３４と本体部分３２との間で相対的回転を防止する機構を画定する、襟部３４の対抗する縁端部３８、４０間に配置された、放射状外方に突起する部分４２を含む。すなわち、突起部４２は、襟部３４の縁端部３８、４０間に配置されると、襟部３４に対して錠と鍵の関係を有する。突起部３４は、対抗する縁端部３８、４０に対して迫台を提供する限り様々な形状をとる一方、そこから離間されることによって、依然として襟部３４の拡張および圧縮が可能になる。

ねじ山をつけた襟部３４は、上述のように、ばね要素として作用する。ねじの挿入中、襟部３４の内径は、本体部分３２の周囲でつぶれる。これにより襟部３４によって効果的にもたらされた外径が減少する。突起部４２によって、襟部３４および胴部分１４’’が１つの構成部品であるかのように、ねじ胴部分１４’’が襟部３４を回転させることが可能になる。骨の再吸収が発生するか、または骨が損傷する場合、襟部３４は、この問題を補償するために外方に拡張状態にさせることが可能である。

図８〜１１に示した実施形態は、縁端部３８と４０との間に形成された単一の突起部４２およびスロットを含む一方、襟部３４は、複数のスロットでもって分けられ、ペディクルなどの皮質／海綿骨構造に、より良い固定のために有益になり得る先端に向かって、より大きい力および／または障害を提供するために、さらに次第に細くすることが可能である。この手法のために、ねじの先細にされた端部は、骨に挿入が開始されるまで、移動可能な襟部または器具によって圧縮されるか、または挿入が完了するまでねじ１０の唇部によって保持される。

先行技術のねじ組立体と同様に、本発明の骨ねじ１０は、ねじ山上のコーティングを含むことが可能である。望ましいコーティングは、生体活性、骨電導性、および骨誘導コーティングを含む群から選択することが可能である。同様に、胴部分１４、１４’、１４’’、およびねじ山１６、１６’、１６’’の一部は、当技術分野では周知の手段によってテクスチャリングされることが可能である。さらに、特有のコーティングは、チタニウム、窒化物、酸化チタン、ダイアモンド様コーティング、および他の表面修正剤を含む当技術分野で周知であるように使用されることが可能である。ねじ部材１０自体は、チタニウム、チタン合金、ステンレス鋼、コバルト・クロム、および上に論じられた材料などの生体再吸収材料を含む、当技術分野で公知の様々な材料から作ることが可能である。

使用するとき、概して本発明は、ねじ１０、１０’、１０’’を骨にねじ切りし、骨と補完的なねじ山をつけたソケットを形成することにより、骨ねじ１０を骨に挿入する方法を提供する。ねじ山１６、１６’、１６’’は、ねじ山をつけたソケットが経時的摩耗により拡張すると、ねじからねじ山をつけたソケットの中に拡張する。骨ねじは、ソケットが経時的に磨滅すると、ねじ１０、１０’、１０’’のねじ山１６、１６’、１６’’がソケットの補完的なねじ山に拡張することにより、骨内のねじ１０によって形成されたソケット内に維持される。上に論じたように、ソケットは、骨ねじ１０によって形成され得るか、またはソケットが初めに形成され、次いでねじの胴部分１４、１４’、１４’’の拡張可能なねじ山部分１６、１６’、１６’’が圧縮状態に維持されている間、骨ねじがソケットに挿入され得る。より具体的には、ソケットは、ソケットのみに、またはねじ山をつけた部分１６、１６’、１６’’と組み合わせて、押込要素２８、２８’、２８’’によって切り込みを入れられた、螺旋凹部をその中に含む。どちらの場合でも、ソケットの螺旋凹部が経時的に摩耗する間に拡張するか、または再形成によって拡張するとき、ねじ山をつけた部分１６は、螺旋凹部内に拡張する。したがって、押込要素２８、２８’、２８’’は、ソケット内のみの螺旋凹部に切込みを入れるか、またはねじ山を付けた部分１６、１６’、１６’’とともに切込みを入れる。

本発明の独自の手法によって、先行技術に優る明白な利点が得られる。まず、こうした手法によって、特に界面が皮質から海綿骨に変化するとき、ねじ山が挿入されたソケットにより良く嵌合し満たすことが可能になる。図５〜７に示したセルフタッピングの型について、ねじ１０が初めに骨に挿入されると、ねじ１０は、比較的完全に整合するねじ山を骨壁に切り入れる。アクティブねじ山部分１６、１６’、１６’’は、挿入中、最小の直径に圧縮され、骨の整合するこのねじ山と係合する。

明らかに、本発明の多くの修正形態および変形形態は、上記の教示を考慮して可能である。したがって、添付の特許請求の範囲に記載の範囲内で、本発明は別段の記載がない限り実施され得ることが理解されよう。

Claims (47)

1. 頭部分と、
   放射状外方に拡張するねじ山を含む胴部分と
   を含む骨ねじ。
2. 前記胴部分は、前記胴部分の長手軸に沿って長手方向に延びる螺旋溝を含み、前記ねじ山は、前記胴分の前記長手軸から可撓に放射状内方および外方に向かうための前記溝の少なくとも一部の中に配置された螺旋手段を含む、請求項１に記載の骨ねじ。
3. 前記螺旋手段は、前記溝の中に配置された螺旋ばね部材を含む、請求項２に記載の骨ねじ。
4. 前記ばね部材は、前記胴部分が着座されたソケットが、前記ばね部材を前記溝の中に放射状に圧縮する圧縮状態、および前記ばね部材が、経時的に摩耗し、前記ばね部材に補完する前記ソケット内の溝として前記ソケットの中に放射状外方に拡張する、拡張状態を有する、請求項３に記載の骨ねじ。
5. 前記溝は、前記ばね部材が前記圧縮状態に圧縮されると、前記ばね部材が前記ばね部材の直線の延びが可能になる前記拡張状態にあるとき、前記ばね部材の長さより長い直線長さを含む、請求項４に記載の骨ねじ。
6. 前記ばね部材は、細長い断面形状を含む、請求項３に記載の骨ねじ。
7. 前記ばね部材は、円形の断面形状を含む、請求項３に記載の骨ねじ。
8. 前記ばね部材は、長円形の断面形状を含む、請求項３に記載の骨ねじ。
9. 前記胴部分は、前記頭部分から遠位端にある押込要素、および、前記頭部分と前記押込要素との間に減少された放射状の直径の本体部分を含み、
   前記胴部分はさらに、前記頭部分と押込要素との間に維持された外方にねじ山をつけた表面を有する、放射状の圧縮襟部を含み、
   前記襟部は、前記胴部分が着座されたソケットが、前記襟部を前記本体部分に向かって放射状に圧縮する放射状の圧縮状態、および前記ソケットが経時的に摩耗し拡張すると、前記襟部が前記ソケットの中に放射状外方に拡張する拡張状態を有する、請求項１に記載の骨ねじ。
10. 前記襟部は、実質的に断面がＣ形状であり、前記襟部が前記拡張状態であるとき、離間した対抗する縁端部分を有する、請求項１０に記載の骨ねじ。
11. 前記本体部分は、前記本体部分と前記襟部との間で相対的回転を防止する回転防止手段を含む、請求項１０に記載の骨ねじ。
12. 前記本体部分は、前記回転防止手段を画定する前記襟部の前記対抗する縁端部分の間に着座した、放射状外方に突起する部分を含む、請求項１１に記載の骨ねじ。
13. 前記胴部分およびねじ山の前記少なくとも一部は、前記頭部分から前記胴部分の対抗する端部に向かって放射状内方にねじ切る、請求項１に記載の骨ねじ。
14. 生体活性、骨伝導、および骨伝導コーティングを含む群から選択された前記ねじ山上のコーティングを含む、請求項１に記載の骨ねじ。
15. 前記胴部分およびねじ山の少なくとも一部は、テクスチャリングされている、請求項１に記載の骨ねじ。
16. 窒化チタン、酸化チタン、ダイアモンド様コーティング、および他の表面修正剤を含む群から選択されたコーティングを含む、請求項１に記載の骨ねじ。
17. チタニウム、チタン合金、ステンレス鋼、コバルト・クロム、および生体再吸収材料を含む群から選択された材料から作られた、請求項１に記載の骨ねじ。
18. 前記ねじ山は、前記胴部分に固定して接合された少なくとも一端を含む、請求項１に記載の骨ねじ。
19. 前記頭部分から前記胴部分の対抗する端部上に配置された押込部分を含む、請求項１に記載の骨ねじ。
20. 前記ねじ山は、放射線状に圧縮された状態および放射線状に拡張された状態を有し、前記押込部分は、開始し軸部を骨表面に入れる穿孔手段を含む、請求項１９に記載の骨ねじ。
21. 前記穿孔手段は、前記圧縮状態の前記ねじ山の断面直径以上の最大断面直径を有する、請求項２０に記載の骨ねじ。
22. 前記穿孔手段は、前記圧縮状態の前記ねじ山の断面直径未満の最大断面直径を有する、請求項２０に記載の骨ねじ。
23. 前記ねじ山は、放射状の遠位部を含み、骨切込端部を有する、請求項２２に記載の骨ねじ。
24. 前記押込要素は、前記穿孔手段を画定するねじ切られてねじ山をつけた外表面を含む、請求項２０に記載の骨ねじ。
25. 放射状外方に拡張するねじ山を含む、骨ねじ。
26. ねじ山をつけた外表面を有し断面がＣ形状である可撓性本体部分と、放射状の圧縮状態および拡張状態を有する前記襟部と、前記襟部が前記拡張状態であるとき、相互に離間する２つのエッジ面と、を含む骨ねじ襟部。
27. 放射状外方に拡張するねじ山。
28. ２つの端部および本体部分をその間含む胴部分と、
    前記胴部分の一端に配置された頭部分と、
    前記胴部分の前記対抗する端部に配置された押込要素と、
    前記胴部分と前記本体部分上に配置された襟部との間の相対的回転を防止するために前記本体部分に配置された回転防止手段と
    を含む骨ねじ。
29. ねじを骨の中にねじ込み、補完するねじ山をつけたソケットを前記骨内に形成することによって、かつ
    前記ねじ山をつけたソケットが経時的に摩耗して拡張すると、前記ねじのねじ山が前記ねじ山をつけたソケットの中に拡張することによって、骨ねじを前記骨に挿入する方法。
30. ソケットが経時的に磨滅すると、前記ねじの前記ねじ山が前記ソケットの補完するねじ山の中に拡張することにより、骨内の前記ねじによって形成される前記ソケット内の骨ねじを維持する方法。
31. ねじのねじ山を拡張する方法。
32. 骨内にソケットを形成して骨ねじ胴部分を前記ソケットに挿入するとともに、前記ねじ胴部分の放射状に拡張可能なねじ山をつけた部分を圧縮状態に維持することによって、骨ねじを骨に挿入する方法。
33. 前記形成するステップ中、前記ソケット内の螺旋凹部に切込みを入れ、前記胴部分が前記ソケットに挿入されると、前記ねじ山をつけた部分が前記螺旋凹部の中に拡張するステップと、をさらに含む、請求項３２に記載の方法。
34. 前記螺旋凹部が経時的に摩耗すると、前記ねじ山部分が前記螺旋凹部の中に拡張するステップをさらに含む、請求項３３に記載の方法。
35. 前記切込みを入れるステップは、前記ソケット内の前記螺旋凹部を前記ねじ山の縁端部とともに切込みを入れることとしてさらに確定される、請求項３３に記載の方法。
36. 前記形成するステップは、前記骨ねじの胴部分の外径より大きい直径を有する前記ソケットを形成すること、および前記ソケットの壁と係合し前記ソケットの壁を把持する前記放射状に拡張可能なねじ山をつけた部分を拡張することとしてさらに確定される、請求項３２に記載の方法。
37. 前記拡張するステップは、前記軸部分が前記ソケットに挿入されると、前記ねじ山部分を拡張することとしてさらに確定される、請求項３６に記載の方法。
38. 前記拡張するステップは、前記軸部分が前記ソケットに挿入された後、前記ねじ山部分を拡張することとしてさらに確定される、請求項３６に記載の方法。
39. 制御された力を骨内のソケットの壁に加えることによって再形成し、かつ前記ソケット内の前記骨の前記壁の再形成に対して好ましい応力条件を生成する骨を含む、方法。
40. 前記加えるステップは、ねじの胴部のねじ山をつけた部分が前記ソケット内で放射状外方に拡張することとして確定される、請求項３９に記載の方法。
41. 制御された力を骨内のソケットの壁に加えることによって、かつ前記ソケット内の前記骨の前記壁の再形成に対して好ましい応力条件を生成することによって、骨ねじのより良い引抜力を前記骨内の前記ソケットから獲得し維持させる方法。
42. 制御された力を椎体間固定系から対抗する脊椎表面に対して加えることにより椎間骨の再形成を誘導する方法。
43. 前記加えるステップは、ねじ山をつけた部分を前記椎体間固定系の本体から外方に拡張することとしてさらに確定される、請求項４２に記載の方法。
44. 本体部分および前記本体部分の周囲に配置された外方に拡張したねじ山を含む、椎体間固定系。
45. 初めに近接する骨表面を把持し、かつ経時的に継続して把持するために骨の再形成を誘導する安定した手段を含む、整形外科の装置。
46. 前記装置は、本体部分および前記本体部分の周囲に配置された外方に拡張したねじ山を含む、請求項４５に記載の整形外科の装置。
47. 配置された前記系に対向する骨の骨再形成を誘導するための、圧縮可能で外方に拡張する付勢手段を含む、椎体間固定系。
    

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