JP2015533598A

JP2015533598A - 可撓性要素、特に天然または合成の靭帯または腱を骨に固定するための装置

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Publication number: JP2015533598A
Application number: JP2015541190A
Authority: JP
Inventors: イェスジー．シュネデカー; シャンリー; ハンスルドルフソマー
Original assignee: ユニヴァーシテトチューリッヒ
Priority date: 2012-11-13
Filing date: 2013-11-13
Publication date: 2015-11-26
Anticipated expiration: 2033-11-13
Also published as: WO2014076147A2; JP6587542B2; US20160270902A1; WO2014076147A3; CN104780850B; CN104780850A; EP2919661A2

Abstract

本発明は、可撓性要素（１０）を、特に人工または天然の靭帯または腱の形態で、骨（２０）に固定するための装置（１）であって、可撓性要素（１０）を保持するように作られたインサート（１００）、および、アンカー（２００）であって、インサート（１００）がアンカー（２００）の中に挿入されるように作られ、アンカー（２００）は、可撓性要素（１０）を骨（２０）に固定するために、アンカー（２００）の中に挿入されたインサート（１００）と共に骨（２０）のボアホール（２）の中に挿入されるように作られた、アンカー（２００）、を含む、装置に関する。【選択図】図１

Description

本発明は、可撓性要素を、特に人工もしくは天然の靭帯または人工もしくは天然の腱の形態で、骨（好ましくはヒト骨）に固定するための装置に関する。

解剖学的部位に起因して、例えば前十字靱帯（ＡＣＬ）のようなかかる可撓性要素は、スポーツおよび他の日常活動の間の並はずれた力を支持させられる。ＡＣＬ断裂は、最も頻度が高く重度の靱帯損傷と見なされる［１］。米国において、ＡＣＬ破壊と診断された１年あたり約２５０，０００名（または一般集団において３，０００名中に１名）の患者が存在し、１年でおよそ７５，０００の再建手術が実行されると推定されている［２−５］。スイスにおいて、約５，０００のＡＣＬ再建が毎年行われる。ＡＣＬ再建のための多くの外科手術選択肢（自家移植、同種移植、異種移植または合成物移植が含まれる）は、膝関節安定性の回復のために実践されたが、複数の避けられない欠点（ドナー部位罹患率［６、７］、疾患伝播［８］、免疫応答［９、１０］、靱帯弛緩［１１］、機械的ミスマッチなど［１２、１３］等）が存在する。したがって、ＡＣＬ修復のための最適な再建技法が要求されており、開発されるべきである。組織工学技法の迅速な発展により、機能性組織を再生してＡＣＬ損傷を治療する有望なアプローチが提供される［５、１４−１９］。

生体材料スキャフォールドは、組織工学において鍵となる因子であると考えられる。理想的なＡＣＬ置換スキャフォールドは、生物分解性で生体適合性であり、細胞の内方成長のために好適な多孔性および十分な機械的安定性を備えているべきである［１２、１４］。蚕の絹フィブロイン（生絹から過剰アレルゲン性のセリシン成分を除去した後に使用可能な天然バイオポリマー）［２０、２１］は、臨床用縫合材料として数世紀の間使用されている［２２］。絹フィブロインは、優れたカスタマイズ可能な機械的特性（最大４．８ＧＰａ）、著しい靱性および弾性（最大３５％）の優れた組み合わせ、ならびに環境安定性を提供する［１５、２３、２４］。構造的テンプレートとして、絹フィブロインは、細胞接着の支援においてコラーゲンと等価性を持ち、適切な形態および細胞増殖を誘導し［２５、２６］、インビボで１年にわたる引張強度の緩やかな損失を伴う分解率を備えている［５、２３］ことが示されている。したがって、荷重支持組織の置換のための良好な生体適合性、生体力学的特性および最適な分解率があるので、絹フィブロインは、最近の数十年間で可能性のある靭帯または腱の移植片としてますます研究されるようになった［１８、２７−３１］。多数の研究者が絹に基づいたＡＣＬスキャフォールドを使用している。ＨｏｒａｎａｎｄＡｌｔｍａｎｅｔａｌ．は、絹マトリックスの構成で研究を行い、ケーブル状の構造が靱帯再建のために最適だと決定した［３２］。絹マトリックスの階層的構成について、一連の追加の研究が実行され、６コードのワイヤーロープの絹繊維マトリックスが靭帯再生のために示唆された［５、２３、３３］。多くのインビトロの研究が靭帯組織工学のための絹べースのスキャフォールドで実行されて、腱または靭帯のスキャフォールドのための生物学的挙動および機械的挙動に対する表面処理、生物学的因子または細胞タイプの効果が評価されてきた［１２、１４−１６、２１、３４−３６］。絹べースの靭帯スキャフォールドを動物において試験したかなり多数の研究もある。ウサギ、ヤギおよびブタは、絹ベースの靭帯スキャフォールドのインビボの応答の評価のためにしばしば使用される動物モデルである［１４、１７、３７、３８］。ＳｅｒｉＡＣＬと名付けられた絹べースのＡＣＬスキャフォールドについて、ヒト臨床治験がヨーロッパにおいて行われて、完全に断裂したＡＣＬ再建のための安全性および効率が査定された［３９］。したがって、多くの有望な発展が、従来の研究の絹べースの靭帯スキャフォールドについて達成され、そのことにより、絹べースの組織工学によって作製されたＡＣＬは、広範囲にわたる臨床適用に非常に近づいている［４０、４１］。

しかしながら、ＡＣＬスキャフォールドに関する大部分の従来の研究は、スキャフォールドそれ自体のみに注目し、骨孔へのＡＣＬスキャフォールドの重要な接続部位を大部分は無視するが、それは成功したＡＣＬ修復のためには非常に重要である。スキャフォールドは、膝腱の自家移植再建に類似するので、骨統合に対してスキャフォールドはたいてい常に不十分である。骨孔膨張が起こり、スキャフォールドは引き抜かれやすい。骨孔膨張を回避し骨孔の中へのＡＣＬスキャフォールドの効果的な接着を達成するために、スキャフォールドと骨との間の十分な表面接触および適切な生体力学的刺激は、スキャフォールドの骨接着に必須である。骨孔の中へＡＣＬスキャフォールドを定着させるいくつかの固定法（干渉ネジ等）を採用することができるが、これらの方法は、癒合に対して明らかに非生理学的な障害となる。

より良好な生物学的接着を達成するために、多くのアプローチが生体材料技術者および整形外科医によって試みられてきた。主な関心事は、例えば腱と骨との間の効果的な癒合反応において生じる適切な細胞の合図を提供することである。骨伝導性および生体再吸収に関する良好な特性に起因して、骨セメント（ブラシ石カルシウム・リン酸セメント（ＣＰＣ）および注射可能なリン酸三カルシウム（ＴＣＰ）等）は、腱周辺の骨体積を増大させ、癒合界面の中への骨内方成長を促進し、腱または靱帯の再建後に腱−骨統合を有意に促進することができる［４２、４３］。細胞に基づく治療法も用いられた。十分な量の幹細胞が最適な組織再生のために恐らく必要であるので、骨孔の中への腱癒合を促進するために、間充織幹細胞（ＭＳＣ）が可能性のある作用因子として適用される。ＭＳＣをコートしたスキャフォールドは、腱再建の間に腱と骨との間に線維軟骨の介在ゾーンを発達させ、質の高い骨統合を有し、生体力学的試験で有意に良好に動作することが報告されている［４４、４５］。生理活性因子は、腱の骨癒合を促進する別の可能性のある有力な手段を示す。骨形態形成タンパク質（ＢＭＰ）の高度な骨誘導特性は、現在広く認識され、日々の臨床業務内で実施されている。内因性のＢＭＰ−２およびＢＭＰ−７は、腱の骨癒合に参加し、それらの機能は、下流のシグナル伝達媒介因子に関与する。ＢＭＰ−２は、骨内方成長を促進し、腱スキャフォールドが骨孔の中への移植される場合、癒合プロセスを加速することができる［４６、４７］。

しかし、上でリストされたほとんどすべての前臨床試験は、腱／スキャフォールドの骨界面で適用される細胞生物学態様（細胞源または骨誘導性／伝導性の薬剤）に主として注目し、一次的な機械的安定性の意義を無視する。これらの試験は、骨孔中の細胞が可能性のある骨伝導性マトリックスとして腱／スキャフォールド表面を認識でき、腱の骨への改善された接着を介して二次的な機械的安定性を迅速に提供する迅速な骨内方成長を促進することを期待する。

優れた生物学的癒合および二次的安定性を達成する一方で、適切な一次的な機械的安定性も提供するために、骨伝導性／誘導性の構築物がどのように使用できるかに注目した研究者はほとんどいない。

したがって、本発明を動機付ける課題は、可撓性要素（合成または天然の靭帯または腱等）を骨に固定するための装置を提供することであり、このことは考慮されている機械的安定性の改善、および特に同時に効果的な生物学的癒合を可能にする。

この課題は、請求項１の特色を有する装置によって解決される。

それによれば、可撓性要素を、特に人工または天然の靭帯または腱の形態で、骨に固定するための装置であって、可撓性要素を保持し、特に可撓性要素がインサートに接触するように作られた、インサート、および、インサートがアンカーの中に挿入されるように作られ、アンカーは、可撓性要素を骨に固定するために、アンカーの中に挿入されたインサートと共に骨のボアホールの中に挿入されるように作られた、アンカー、を含む、装置。

好ましくは、インサートは、骨伝導性および／または骨誘導性の材料から形成されるか、または骨伝導性および／または骨誘導性の材料を含む。

この点に関して、骨伝導性材料は、スキャフォールド（ｓｃａｆｆｏｌｄ）として役立つか、または骨組織の修復性成長のために案内するように作られた材料である。骨ボアホールの縁からの骨芽細胞は、フレームワークとしてかかる材料を利用して、その上で適切に伸展し移動し増殖し、最終的に新しい骨を生成する。この意味において、骨伝導性材料は、「骨適合性」材料と見なすことができる。

さらに、骨誘導性材料は、骨芽細胞へと優先的に分化するように骨幹細胞を刺激し、次いで新しい骨形成を開始するように作られた材料である。かかる骨誘導性細胞媒介因子についての例は、骨形態形成タンパク質（ＢＭＰ）、およびリン酸三カルシウムを有する生体材料である。したがって、骨伝導性および骨誘導性のインサートは、現在存在する骨芽細胞のためのスキャフォールドとして役立つだけでなく、新しい骨芽細胞の形成も引き起こし、したがって骨の中へのインサートのより速い統合を可能にする。

記述した発明は、アンカーに起因する強固な初期の機械的安定性を適切に提供することを可能にする一方で、同時にインサート可撓性要素とボアホールまたは骨孔の壁との間の接触を促進することを確立することができ、それは前述の生物学的癒合（例えばインサートの中への骨の内方成長）を促進する。

本発明の実施形態によれば、アンカーは、アンカーの中に挿入された前記インサートと共に挿入方向に沿って骨の前記ボアホール（骨孔としても表示される）の中に挿入されるように作られ、インサートは、好ましくは挿入方向と反対方向にアンカーの中に挿入されるように作られる。

本発明の実施形態によれば、アンカーは、ヘッド部分ならびに互いに対面する第１の脚および第２の脚を含み、脚は、好ましくは挿入方向に沿ってヘッド部分から突出する。特に、脚はヘッド部分と一体に形成される。さらに、アンカーは、脚により骨のボアホールの中へ前方に挿入され、その結果、ヘッド部分は、ボアホールの周囲で骨の表面領域と特に同一平面上にあるように作られる。

本発明の一実施形態において、特に合成の可撓性要素（例えば靭帯または腱、特にＡＣＬスキャフォールド）との使用のために、ヘッド部分は環状の形状からなり、特にヘッド部分は、可撓性要素を介する通過ために作られた中央開口部を含む。

代替の実施形態において、特に天然の可撓性要素（例えば靭帯または腱、特に自家移植片）との使用のために、ヘッド部分は、可撓性要素を受け入れる／迂回するために作られた、２つの向かい合った切り欠きを含み、各々の切り欠きは、１つの脚から他の脚へ延長するヘッド部分の境界領域において形成される。

本発明のさらなる態様によれば、インサートが意図されるようにアンカーの中に挿入される場合、インサートは好ましくはアンカーの脚の間に配置される。

アンカーの中へのインサートの適切な挿入のために、インサートは、好ましくは本発明のさらなる実施形態によれば、第１の案内凹部および第２の案内凹部を含み、これらの凹部は、好ましくはインサートがアンカーの中に挿入される場合にぴったりフィットする様式でアンカーの脚を受け入れるように作られる。

好ましくは、各々の案内凹部は、それぞれの案内凹部の下部を形成するインサートの表面によって境界を定められ、２つの表面は互いに背を向け、２つの向かい合った境界領域はそれぞれの表面から突出し、それぞれの案内凹部の側面壁を形成する挿入方向に沿って延長する。本発明の変形において、２つの表面は凸である。すなわち、アンカーの中へのインサートの挿入に際して、関連した案内凹部の表面に沿って摺動するそれぞれの脚に向かって膨張する。

さらに、各々の前記境界領域は、好ましくは、アンカーが意図されるようにインサートと共に骨のボアホールの中に挿入されるときに、骨に接触するように作られた接触面（その接触面はそれぞれの案内凹部に沿って延長する）を含む。この手法において、可撓性要素が置かれるインサートの中への骨細胞の内方成長が達成され、それは可撓性要素を堅固に保持する骨を最終的に生じる。さらに、アンカーは骨との接触のための外部も含み、好ましくは外部はアンカーの外部とボアホールの壁との間の摩擦を増加させるために歯のある表面を含む。特に、インサートが意図されるようにアンカーの中に挿入される場合、インサートの境界領域の接触面はアンカーの前記外部と本質的に同一平面上にある。したがって、アンカーの外部は機械的安定性のために最初から役立っているが、インサートの接触面は生物学的癒合を促進し、したがって長期の追加安定性を提供するように作られる。

機械的安定性をさらに増加させるために、インサートは本発明の変形において少なくとも断面でテーパー状であり、その結果、アンカーの中へのインサートの挿入に際して、インサートの表面は脚を互いから遠ざけて押し、特に、アンカーは、第１の位置においてアンカーの中に挿入されたインサートの挿入方向でボアホールの中に挿入されるように作られ、その中でインサートはアンカーの中へ完全には挿入されず、インサートは、アンカーが意図されるように骨のボアホールの中に挿入される場合、挿入方向と反対方向に第２の位置へと引張られるように作られ、その第２の位置においてインサートはアンカーの中へ完全に挿入され、したがってボアホールの壁に対して脚を押す。

本発明のさらなる態様によれば、脚は好ましくは内面を含み、２つの内面は互いに対面し、特に内面はそれぞれの案内凹部の表面と一致するように凹である（すなわち、各々の内面は、好ましくは、アンカーの中へインサートを挿入する場合、それぞれの案内凹部の表面に沿って摺動し、その後インサートの関連した表面上に留まるように作られる）。さらに、各々の脚は好ましくはそれぞれの内面から離れた２つの側面を含み、特に脚の側面は互いに背を向け、特にインサートが意図されるようにアンカーの中に挿入される場合、各々の側面は関連した境界領域に留まる。さらに、各々の側面は好ましくは延長平面と特に４５°の角度で囲み、それに沿ってそれぞれの脚は延長する。

特に、本発明のさらなる態様によれば、インサートは第１の壁領域ならびに第２の壁領域を含み、特に第１の案内凹部は第１の壁領域中に形成され、特に第２の案内凹部は第２の壁領域中に形成される。好ましくは、２つの壁領域はインサートの接続領域によって一体化して接続され、その接続領域は好ましくは凹面を含む。

さらに、可撓性要素を受け入れるために、インサートは好ましくは溝または開口チャネルを含み、特に溝は２つの壁領域および接続領域によって形成される。溝は、好ましくは可撓性要素が接続領域の周囲に置かれ、次いで溝中で少なくとも断面でインサートに緊密に接触して配置されるように形成される。

アンカーのヘッド部分が中央開口部を備えた環状の形状を含む事例において、インサートが意図されるようにアンカーの中に挿入される場合、および可撓性要素が意図されるようにアンカーおよびインサートに関して配置される場合、可撓性要素はヘッド部分の開口部を通過する。

あるいは、ヘッド部分が前記２つの向かい合った切り欠きを含む事例において、インサートが意図されるようにアンカーの中に挿入される場合、および可撓性要素が意図されるようにアンカーおよびインサートに関して配置される場合、可撓性要素は好ましくはヘッドの切り欠きを通って延びる。

先に言及されるように、可撓性要素は、天然の靭帯または天然の腱であり得る。

特に、可撓性要素は、合成の靭帯または腱（特に前十字靱帯（ＡＣＬ）スキャフォールド）である。

本発明のさらなる実施形態によれば、かかる可撓性要素は２本の撚りコードを含み、特にコードは１２ｍｍごとに回転を有する。さらに、各々のコードは１４４本の撚り糸を含み、特に糸は１０ｍｍごとに回転を有する。各々の糸は２本の撚り束を含み、特に各々の束は２ｍｍごとに回転を有する。最終的に、各々の束は６本の繊維を含み、その繊維は好ましくはフィブロイン（例えば絹）を含む。

この点に関して、本発明の意味において、フィブロインは特にポリペプチドを指し、それは逆平行βシートの層からなり、特に定期的に繰り返されるアミノ酸配列を特徴とし、定期的に繰り返すアミノ酸配列はＧｌｙ−Ｓｅｒ−Ｇｌｙ−Ａｌａ−Ｇｌｙ−Ａｌａである。フィブロインについての非限定的実施例には、軽鎖（ＵｎｉＰｒｏｔ．Ｐ２１８２８）および重鎖（ＵｎｉＰｒｏｔ．Ｐ０５７９０）を備えたＢｏｍｂｙｘｍｏｒｉフィブロイン、ならびに重鎖（Ｑ９９０５０）を含むＢｏｍｂｙｘｍａｎｄａｒｉｎａフィブロインが含まれる。ＵｎｉＰｒｏｔ．番号は、ＵｎｉｖｅｒｓａｌＰｒｏｔｅｉｎＫｎｏｗｌｅｄｇｅｂａｓｅ（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｕｎｉｐｒｏｔ．ｏｒｇ／）中でのエントリーを参照する。

本発明のさらなる代替の実施形態によれば、可撓性要素は３本のブレード加工したコードを含み、特にコードは１２ｍｍごとに回転を有する。さらに、各々のコードは９６本の撚り糸を含み、特に糸は１０ｍｍごとに回転を有する。各々の糸は２本の撚り束を含み、特に各々の束は２ｍｍごとに回転を有する。最終的に、各々の束はこの場合もやはり６本の繊維を含み、その繊維は好ましくはフィブロイン（例えば絹）を含む（上も参照）。

本発明のさらなる実施形態によれば、インサートは、以下の物質、リン酸三カルシウム（Ｃａ_３（ＰＯ_４）_２）、ヒドロキシルアパタイト（Ｃａ_１０（ＰＯ_４）_６（ＯＨ）_２）、リン酸カルシウム、特に骨セメントの成分としてのケイ酸カルシウム（Ｃａ_２ＳＯ_４）、特に骨セメントの成分としてのシリケート置換リン酸カルシウム、または他の骨誘導性／骨伝導性のバイオセラミック／バイオガラスのうちの１つを含む。

さらに、本発明のさらに別の実施形態によれば、アンカーは、以下の物質、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）、ポリ乳酸、ポリ（乳酸−ｃｏ−グリコール酸）（ＰＬＧＡ）、ポリ−ε−カプロラクトン（ＰＣＬ）、チタンベース合金、またはマグネシウムベース合金のうちの１つを含む。アンカーは、別のバイオポリマーまたは埋込み可能な金属からなるかまたは形成することもできる。

本発明の別の態様によれば、ボアホールまたは骨孔の中への本発明に記載の装置を挿入するために、ツールセットが提供される。

請求項２８によれば、かかるツールセットは、少なくとも前記ボアホールの中への装置を押すための第１のツールを含み、第１のツールは、前記ボアホールまたは骨孔の中へ装置を押すために、アンカーと（特にアンカーのヘッド部分と）係合するように作られた自由端部を有する延びた軸を含み、延びた軸は、骨のボアホールの中への装置の挿入に際してアンカー／インサートから延長する可撓性要素を受け入れるために溝をさらに含む。

本発明の変形において、第１のツールは、その自由端部で、アンカーのヘッド部分において（特に環状のヘッド部分の開口部の周辺部において）形成された対応する凹部と係合するように作られた複数の突部（特に３つの突部）を含む。

第１のツールのさらなる変形において、自由端部は、円筒状空洞に成形され、軸の前記溝に対応する軸の長手方向の軸に沿って延長する中断を含む。軸は、好ましくは自由端部で、自由端部が残りの軸に比較して減少した外径を有するように段を含み、円筒状自由端部は、骨のボアホールの中へアンカーを押すためにアンカーの環状のヘッド部分の前記開口部とぴったりフィットする様式で係合するように作られる。

さらに、ツールセットは、前記ボアホールを骨の中へドリリングするためにドリルを案内するための、ハンドルおよびハンドルの自由端部から突出するドリルスリーブを含む第２のツールを含むことができ、ドリルスリーブの自由端部は、骨上での良好なグリップを保証し、一方でドリルスリーブの自由端部を骨に対して押すために、テーパーがかかるかまたは鋭くなり得る。

さらに、ツールセットは、第２のツールの配置のための第３のツールを含むことができ、第３のツールは、延長方向に沿って延長する第１の脚に加えて、特に第３のツールのＵ型または弓型のボディが形成されるように、第１の脚の対向端部から延長する第２の脚および第３の脚を含み、プラグは、骨のボアホールの中への（例えば可撓性要素が前十字靱帯を置換する事例において、遠位大腿骨の中への）挿入のために延長方向に沿って第３の脚の自由端部から突出する。さらに、第３の脚に向かい合った第２の脚は好ましくは前記プラグと整列した貫通開口部を含み、その結果、プラグが骨（例えば遠位大腿骨）のボアホールの中に挿入される場合、ドリルスリーブにより第２の脚の貫通開口部の中へ第２のツールを挿入することができ、その結果、骨（例えば遠位大腿骨）のボアホールとの軸方向の整列において、ボアホール（例えば孔）を別の骨（例えば可撓性要素が例えば前十字靱帯を置換する事例において、脛骨）の中へドリリングすることができる。次いで、アンカー／インサートから遠位にある可撓性要素の自由端部は、さらなる骨（例えば脛骨）の前記ボアホールまたは孔を介して通過し、例えば干渉ネジを用いてさらなる骨に固定することができる。

最終的に、本発明の別の態様は、特に前記ツールセットを使用して、骨のボアホールの中へ本発明に記載の装置を挿入する方法を提供することであり、本方法は、ボアホールを骨の中へ（特に遠位大腿骨の中へ）ドリリングし、挿入方向においてボアホールの中へアンカーの脚により挿入されたインサートによりアンカーを前方に押す工程を含み、特にインサートは、ボアホールの中へのアンカーの挿入に際してアンカーの中へ完全に挿入されるか、または特にインサートは第１の位置においてアンカーの中に挿入され、その中でインサートはアンカーの中へ完全には挿入されず、アンカーが意図されるように骨のボアホールの中に挿入される場合、インサートは可撓性要素を用いて挿入方向と反対に第２の位置へと引張られ、その第２の位置においてインサートはアンカーの中へさらにもしくは完全に挿入され、アンカーの脚はインサートを用いて骨のボアホールの壁に対して押される。

この方法のさらなる態様によれば、前記ボアホールをドリリングする前に、小さな外側切開を膝に行って膝関節の中へ内視鏡を入れる。

本方法のさらなる態様によれば、次いで下腿骨孔に加えて、前記ボアホールを遠位大腿骨中にドリリングし、特に骨孔および前記ボアホールは好ましくは４ｍｍ〜８ｍｍ（特に７ｍｍ）の範囲中の直径を有し、特に前記ボアホールは１５〜３０ｍｍ（特に２０ｍｍ）の深さを有し、骨孔および前記ボアホールは、特に骨孔が前記ボアホールと整列されるようにドリリングされる。

本方法のさらなる態様によれば、次いで膝を屈曲させ、内側切開を行う。

本方法のさらなる態様によれば、次いで前記ボアホールは、好ましくは特に前記内側切開を介して７ｍｍ〜１２ｍｍ（特に９ｍｍ）の範囲中の直径へ拡大される。

本方法のさらなる態様によれば、次いでインサートは内側切開を介して、特に第１のツールを用いて、前記ボアホールの中に挿入される（例えば上述のように）。

本方法のさらなる態様によれば、次いで可撓性要素の自由端部は下腿骨孔を介して引張られる。

本方法のなおさらなる態様によれば、次いで可撓性要素は緊密に引張られ、張力は特に外科医によって調整され、固定要素により（特に干渉ネジ（Φ６×１９ｍｍ）により）固定され、固定要素は特に下腿骨孔の中へネジ留めされる。

以下において、本方法の代替の変形が記述される。

この代替の方法の態様によれば、長手方向の内側皮膚切開は特に膝蓋骨の上縁におよそ５ｃｍ近位から脛骨結節へ行われる。

代替の方法のさらなる態様によれば、次いで内側傍膝蓋カプセルアプローチにより膝関節にアクセスする。

代替の方法のさらなる態様によれば、生来のＡＣＬを切断および除去する。

代替の方法のさらなる態様によれば、次いで前記ボアホール（特に直径９ｍｍ）を、大腿骨中のＡＣＬのフットプリントの上にドリリングする（特に深さ２０ｍｍ）。

代替の方法のさらなる態様によれば、特に、内側顆上の関節軟骨への損傷を回避するために、ドリリングは、横断面上で１１時の方向、および座標系として大腿骨軸を使用して矢状面上で４５°の前方偏位に調整した。

代替の方法のさらなる態様によれば、第２のツールを使用して、特に前記ドリルの動揺および／またはスリップを防止するように、前記ボアホールをドリリングするために使用されるドリルを案内する。

代替の方法のさらなる態様によれば、次いで下腿骨孔（特に直径７．０ｍｍ）を遠位大腿骨中の前記ボアホールの軸に沿ってドリリングし、特に第３のツールを使用して、さらなる孔を脛骨の中へドリリングするために使用されるドリルを案内する。

代替の方法のさらなる態様によれば、インサートは、特に第１のツールを用いて、前記ボアホールの中に挿入される（例えば上述のように）。

代替の方法のさらなる態様によれば、次いで可撓性要素の自由端部は下腿骨孔を介して引張られる。

代替の方法のさらなる態様によれば、次いで膝関節を１５０°に曲げる。

代替の方法のなおさらなる態様によれば、次いで可撓性要素は緊密に引張られ、張力は特に外科医によって調整され、固定要素により（特に干渉ネジ（Φ６×１９ｍｍ）により）固定され、固定要素は特に下腿骨孔の中へネジ留めされる。

本発明のさらなる特色および長所は、図を参照して実施形態の詳細な記述を用いて記述される。
骨におけるボアホールの中に挿入された本発明に記載の装置の図式的な部分的横断面の概観図を示す。合成の可撓性要素（例えばＡＣＬスキャフォールド）との使用のために骨のボアホールの中に挿入された本発明に記載の装置のアンカーおよびインサートの側面図を示す。アンカーの中へのインサートの挿入に際しての本発明に記載の装置のインサートおよびアンカーの側面図を示す。図１〜３中で示されるアンカーの斜視図を示す。図１〜３中で示されるアンカーの斜視図を示す。図１〜３中で示されるインサートの斜視図を示す。図１〜３中で示されるインサートの斜視図を示す。天然の可撓性要素（例えば自家移植片）の骨への固定のための本発明に記載の装置の代替の実施形態の斜視図を示す。図８中で示される装置のアンカーの斜視図を示す。図８中で示される装置のインサートの斜視図を示す。図８中で示される装置のインサートの側面図を示す。合成の可撓性要素（例えばＡＣＬスキャフォールド）の実施形態の構造の図式的なイラストを示す。合成の可撓性要素（例えばＡＣＬスキャフォールド）の代替の実施形態の構造の図式的なイラストを示す。可撓性要素（例えば靭帯）の長期的な荷重の模倣のためのバイオリアクタの斜視図を示す。特にＡＣＬ再建のための本発明に記載の装置を大腿骨の中に挿入する方法を図示する。本発明に記載の装置のアンカーのヘッド部分の斜視図を示す。本発明に記載の装置を骨のボアホールの中へ押すための図１６中で示されるヘッド部分と係合するための第１のツールの一部を示す。本発明に記載の装置のアンカーの代替のヘッド部分の斜視図を示す。本発明に記載の装置を骨のボアホールの中へ押すための図１８中で示されるヘッド部分と係合するための代替の第１のツールの一部を示す。本発明に記載の装置の挿入のためのボアホールのドリリングのために使用されるドリルの案内のためのドリルスリーブを提供する第２のツールの斜視図を示す。第３のツールの斜視図を示し、それを用いて、第２のツールを、さらなるボアホール／孔が本発明に記載の装置のためのボアホールと軸方向で整列するように、さらなる骨の中へさらなるボアホール／孔をドリリングするために配置することができる。異なる条件における絹糸の最大引張強度（ＵＴＳ）を示す。異なる条件における絹糸の剛性を示す。３つの構成による絹スキャフォールドの形態における可撓性要素のＵＴＳを示す（ヒトＡＣＬ値［５１］）。３つの構成による絹スキャフォールドの形態における可撓性要素の剛性を示す（ヒトＡＣＬ値［５１］）。異なる荷重条件下のワイヤー加工した絹スキャフォールドおよびブレード加工した絹スキャフォールドの形態における可撓性要素のＵＴＳを示す。異なる荷重条件下のワイヤー加工した絹スキャフォールドおよびブレード加工した絹スキャフォールドの形態における可撓性要素の剛性を示す。高サイクル荷重下のワイヤー加工した絹スキャフォールドおよびブレード加工した絹スキャフォールドの形態における可撓性要素の線形剛性および伸長を示す。本発明に記載の装置の異なるインサート／アンカー構成Ｖ０、Ｖ１およびＶ２についてのブタ骨中での本発明に記載の装置のスリップを示す。図２９中で示される構成のＵＴＳを示す。絹繊維の顕微鏡画像を示す（左から右に：もとの生絹繊維、セリシン抽出絹繊維、３０分間の蛍光（ｆｌｕｏｒｅｓｃｉｎｅ）イメージ、２４時間の蛍光イメージ）。予備的試験の結果を示す（インビボ）。再生された線維組織のマイクロＣＴのイメージを示す（予備的試験）。異なる手術後タイムポイントでの、再建されたＡＣＬによる膝のＸ線イメージを示す（Ａ：１日目；Ｂ：３か月；Ｃ：６か月；Ｄ：生来のＡＣＬ；Ｅ：３か月の再生されたＡＣＬ；Ｆ：６か月の再生されたＡＣＬ）。異なるタイムポイントでの再生されたＡＣＬおよび生来のＡＣＬに対する、埋込みの時間での構成特性の幾何学的形状および機械的特性の比較を示す（＊はｐ＜０．０５を示す；Ａ：長さ）。異なるタイムポイントでの再生されたＡＣＬおよび生来のＡＣＬに対する、埋込みの時間での構成特性の幾何学的形状および機械的特性の比較を示す（＊はｐ＜０．０５を示す；Ｂ：横断面面積）。異なるタイムポイントでの再生されたＡＣＬおよび生来のＡＣＬに対する、埋込みの時間での構成特性の幾何学的形状および機械的特性の比較を示す（＊はｐ＜０．０５を示す；Ｃ：ＵＴＳ）。異なるタイムポイントでの再生されたＡＣＬおよび生来のＡＣＬに対する、埋込みの時間での構成特性の幾何学的形状および機械的特性の比較を示す（＊はｐ＜０．０５を示す；Ｄ：剛性）。異なるタイムポイントでの絹移植片、ＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカー、再生されたＡＣＬ、生来のＡＣＬの機械的特性の比較を示す（ｐ＜０．０５、；Ａ：伸長）。異なるタイムポイントでの絹移植片、ＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカー、再生されたＡＣＬ、生来のＡＣＬの機械的特性の比較を示す（ｐ＜０．０５、；Ｂ：ピーク荷重時の移植片長）。異なるタイムポイントでの絹移植片、ＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカー、再生されたＡＣＬ、生来のＡＣＬの機械的特性の比較を示す（ｐ＜０．０５、；Ｃ：動的クリープ）。異なるタイムポイントでの絹移植片、ＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカー、再生されたＡＣＬ、生来のＡＣＬの機械的特性の比較を示す（ｐ＜０．０５、；Ｄ：力変位荷重曲線）。３か月（Ａ、Ｃ）および６か月（Ｂ、Ｄ）のタイムポイントでの再生された線維組織を備えた絹移植片のヘマトキシリン−エオシン染色を示す（黒色矢印は絹繊維を指す）。Ａ、Ｂ：長手方向断面；Ｃ、Ｄ：横断面。大腿骨孔中の骨移行帯への絹移植の組織学的イメージを示す。（Ａ〜Ｆ：３か月；Ｇ〜Ｌ：６か月）；（Ｔ：ＴＣＰ；Ｐ：ＰＥＥＫ；Ｂ：骨；ＮＢ：新しい骨；Ｃ：線維軟骨；Ｆ：線維組織；Ｓ：絹）；Ａ、Ｂ、Ｇ、Ｈ：ゴールドナー−トリクロム染色；Ｃ、ｌ：ヘマトキシリン−エオシン染色；Ｄ、Ｆ、Ｋ、Ｌ：マッソン染色；Ｅ、Ｊ：ゴモリ染色。脛骨孔中の骨移行帯への絹移植の組織学的イメージを示す。（Ａ、Ｃ：３か月；Ｂ、Ｄ、Ｅ、Ｆ：６か月）；（ＩＳ：干渉ネジ；Ｂ：骨；Ｃ：線維軟骨；Ｆ：線維組織；Ｓ：絹）；Ａ、Ｂ：ゴールドナー−トリクロム染色；Ｃ、Ｄ：ヘマトキシリン−エオシン染色；Ｅ、Ｆ：マッソン染色。ＴＣＰ／ＰＥＥＫでアンカーされた腱自家移植によるイヌＣＣＬ再建を示す。３か月のタイムポイントでのイヌモデル中のＴＣＰ／ＰＥＥＫでアンカーされた腱移植片との大腿骨孔のＣＴイメージを示す（Ａ：冠状図；Ｂ：矢状方向図；Ｃ：横断図）。

図１は、可撓性要素１０がＡＣＬ再建のために使用される事例において、特にヒト骨２０（例えば遠位大腿骨）への可撓性要素１０の固定のための本発明に記載の装置１を示す。本発明に記載の装置１は、可撓性要素１０の保持のためのインサート１００を含み、可撓性要素１０は、特にインサート１００に加えてインサート１００が挿入されるアンカー２００の周囲でループにされる。前記骨２０のボアホール２の中に挿入された場合、アンカー２００は、歯のある外部２００ａとボアホール２の壁を接触させる。同時に、インサート１００は、インサート１００の接触面１１２ａ、１１３ａ、１２２ａ、１２３ａ（図６および７も参照）もボアホール２の壁に接触するように、アンカー２００の中に挿入される。

好ましくは、アンカー２００は、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）から作製されるかまたはそれを含むが、インサート１００は、好ましくはリン酸三カルシウム（ＴＣＰ）を含有する。アンカー２００は、開始における適切な機械的固定およびしたがって良好な初期安定性を提供する役目を果たすが、可撓性要素１０を保持するＴＣＰインサート１００は、多孔質ＴＣＰスキャフォールドの中への骨細胞内方成長を促進するように作られ、その結果、可撓性要素１０（それは絹ＡＣＬスキャフォールドまたは腱自家移植片であり得る、以下を参照）は、骨２０のボアホール２内のＴＣＰ／骨界面によって保持される。長期において、インサート１００によって提供されるＴＣＰスキャフォールドは、新生骨により完全に再生され、可撓性要素１０（例えば絹ＡＣＬスキャフォールドまたは腱自家移植片）は、生来の骨組織の上へ堅固に接着されるだろう。生物学的固定が最終的に達成されるだろう。

図２〜図７は、好ましくは合成の可撓性要素１０（図１２および図１３中で示されるＡＣＬスキャフォールド等）の固定のために使用される本発明に記載の装置１のコンポーネントを示す。図２〜図５中で示されるように、装置１のアンカー２００は、環状形状を有し、図１中で示されるように、可撓性要素１０を介して通過させるための開口部２０２の境界を定めるヘッド部分２０１を含む。

アンカー２００は、挿入方向Ｚに沿ってヘッド部分２０１から突出する２つの脚２１０、２２０をさらに含み、それに沿って、アンカー２００および挿入されたインサート１００は、アンカー２００の脚２１０、２００によりボアホール２の中へ前方に挿入される。脚２１０、２２０の各々は、凹の内面２１０ａ、２２０ａを含み、その凹の内面２１０ａ、２２０ａは互いに対面する。さらに、各々の脚２１０、２２０は、図４および図５中で図示されるように、それぞれの内面２１０ａ、２２０ａの向かい合った縁部２１０ｃ、２２０ｃから生じる２つの側面２１０ｂおよび２２０ｂを含む。側面２１０ｂ、２２０ｂは、それぞれの脚２１０および２２０の前記縁部２１０ｃが広がった延長平面に関して４５°の角度Ｗで傾けられる（図４を参照）。

図６および図７によれば、インサート１００は、接続領域１０３（それは凹面１０３ａを含む）によって一体化して接続される第１の壁領域および第２の壁領域１０１、１０２を含む。可撓性要素１０が、接続領域１０３の凹面１０３ａ、および２つの向かい合った壁領域１０１、１０２の隣接面に接触して接続領域１０３の周囲に置かれる場合、２つの壁領域１０１、１０２および接続領域１０３は、可撓性要素１０を受け入れるための接続領域１０３の周囲に広がる溝１０４または開口チャネル１０４を形成する。

２つの壁領域１０１、１０２の各々は、後の挿入方向Ｚと反対方向でのアンカー２００の中へのインサート１００の挿入に際して、アンカー２００に関してインサート１００を案内するために、インサート１００の挿入方向Ｚまたは長手方向の軸Ｌに沿って延長する案内凹部１１０および１２０を含む。各々の案内凹部１１０、１２０は、それぞれの壁領域１０１、１０２の凸面１１０ａ、１２０ａによって境界を定められ、表面１１０ａ、１２０ａは互いにを背を向け、各々の表面１１０ａ、１２０ａは円錐の表面領域の断面であり、その結果、表面１１０ａ、１２０ａは、インサートの長手方向の軸Ｌに沿って減少する中央半径Ｒを含む。これは、インサート１００が表面１１０ａ、１２０ａの領域において対応してテーパーがかかることを意味する。さらに、各々の案内凹部１１０、１２０は、インサート１００の長手方向の軸Ｌに沿って延長する２つの向かい合った境界領域１１２、１１３、１２２、１２３によって境界を定められる。各々の境界領域１１２、１１３、１２２、１２３は、特に図６中で示されるように、Ｗ＝４５°の角度を有するくさび様の形状を含んでよい。

インサート１００の各々の境界領域１１１、１１２、１２２、１２３は、接触面１１１ａ、１１２ａ、１２２ａ、１２３ａをさらに含み、インサート１００がアンカー２００の中に挿入される場合、接触面は、アンカー２００の外部２００ａと本質的に同一平面上にある。これらの接触面１１１ａ、１１２ａ、１２２ａ、１２３ａは、ＴＣＰインサート１００とボアホール２の壁との間の界面の形成に役立ち、したがってインサート１００の中への骨細胞内方成長を促進する。

図３中で示されるように、アンカー２００の中へインサート１００を挿入する場合、アンカー２００の脚２１０、２２０の凹の内面２１０ａ、２２０ａは、インサート１００のそれぞれの案内凹部１１０および１２０の凸面１１０ａ、１２０ａの上を摺動し、脚２１０および２２０を互いから遠ざけて押し、それはボアホール２中でアンカー２００を定着させることを可能にする。このために、インサート１００がアンカー２００の中へ完全には挿入されない場合、アンカー２００はボアホール２の中に挿入される。一旦アンカー２００が適所に置かれたならば、インサート１００は、インサート１００へ接着された可撓性要素１０経由でその最終的な位置へと引張られ、それによって、脚２１０および２２０がボアホール２の壁に対して押されるように、互いから遠ざかって脚２１０、２２０を押す。

さらに、アンカー２００の中へインサート１００を挿入する場合、脚２１０、２２０の４つの側面２１０ｂ、２２０ｂは、インサート１００の境界領域１１１、１１２、１１３、１２３に沿って摺動し、したがってアンカー２００に関してインサート１００が回ることを妨げる。このようにして、アンカー２００の脚２１０、２２０は、インサート１００のアンカー２００の中への挿入に際してインサート１００の案内凹部１１０および１２０中でぴったりフィットする様式で案内される。

言いかえれば、中央半径Ｒを用いて（その伸展機能の他に）一次的な案内システムは確立され、それは、傾いた側面２１０ｂ、２２０ｂ（例えば前記角度Ｗを有する）により提供される二次的な案内システムによって支援され、それは、装置１を埋込みの間にインサート１００が回らないようにする。第２の機能として、二次的な案内システムは、ＴＣＰインサート１００と骨２０との間の接触ゾーン（例えば接触面１１１ａ、１１２ａ、１２２ａ、１２３ａ経由で）を提供し、それは、骨誘導または骨伝導のために重要である。

さらに、図８〜図１１は、可撓性要素１０の骨２０への固定のための装置１のさらなる実施形態を示し、それは、好ましくは天然の可撓性要素１０（靭帯または腱の自家移植片等）のために使用される。装置１は、上述のものと同じ特色を有するが、図２〜図７中で示される装置１とは対照的に、インサート１００は、テーパー面１１０ａ、１２０ａを有していない。さらに、脚２１０、２２０は、比較的薄く、ヘッド部分２０１は、図８および９中で示されるように、環状形状ではなく、２つの向かい合った切り欠き２０３および２０４を含み、この切り欠きは、可撓性要素１０を受け入れ、その結果、ヘッド部分２０１によって可撓性要素１０を通過させることができる。

インサート１００がテーパー領域を含まない事例において（上を参照）、アンカー２００は、アンカー２００の中へ完全に挿入されているインサート１００によりボアホール２の中へ押される。

好ましくは、前述したアンカー２００は、ＰＥＥＫから形成される。ＰＥＥＫアンカー２００は、従来の工作機械により製造することができる。しかしながら、ＴＣＰインサート１００については、幾何学的形状はかなり複雑であり、従来の工作機械によって生産するのは簡単でない。そのため、迅速な原型作りおよびゲル鋳造法を組み合わせた高度な製造技法を使用した。ＴＣＰインサート１００のネガティブパターンは、商業的なコンピュータ支援設計（ＣＡＤ）ソフトウェア（Ｐｒｏ−ｅｎｇｉｎｅｅｒ）によりデザインした。型は、商業的なエポキシ樹脂（ＳＬ１４１２０、Ｈｕｎｔｓｍａｎ）によりステレオリソグラフィ装置（ＳＰＳ６００Ｂ、ｘｉ’ａｎｊｉａｏｔｏｎｇｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ、Ｘｉ’ａｎ、中国）で製造した。ネガティブパターンのＣＡＤデータは、Ｐｒｏ−ｅｎｇｉｎｅｅｒによってＳＴＬデータに変換して、Ｒｐｄａｔａソフトウェアの中へ取り込み、ステレオリソグラフィーのための入力ファイルへと変換した。次いで、製造した型をイソプロピルアルコールアルコールにより洗浄した。ＴＣＰ粉末を、モノマー（アクリルアミド、メチレンビスアクリルアミド）および分散剤（ポリアクリル酸ナトリウム）と共に脱イオン化（ＤＩ）水と混合して、セラミックスラリーを形成した。表１は、インサート１００の形成のために使用したセラミックスラリーを調製するためにＤＩ水へ添加した化学物質の量の実施例を示す。

調製したスラリーを５時間超音波により凝集を壊し、続いてサンプルから空気泡がさらに放出されなくなるまで真空下で脱気した。触媒（過硫酸アンモニウム（ＮＨ_４）_２Ｓ_２Ｏ_８）および開始剤（Ν，Ν，Ν’Ν’−テトラメチルエチレンジアミン）をスラリーに添加して、モノマーを重合させた。その量は鋳造プロセスのための十分な時間を考慮するように制御された。ＴＣＰスラリーを真空下で型の中に入れて、ＴＣＰ粉末がパラフィン球体間の空間の中へ移動するように強制した。サンプルを室温で７２時間乾燥した。乾燥後に、エポキシ樹脂の型およびパラフィン球体の熱分解を、室温から３４０℃まで５℃／時間の加熱率で電気炉において空気中で行い、大部分のパラフィン球体が燃え尽きることを保証するように３４０℃で５時間保持し、次いで６６０℃まで１０℃／時間の率で焼結させ、大部分のエポキシ樹脂が燃え尽きることを保証するように６６０℃で５時間保持した。その後に、加熱率を６０℃／時間で１２００℃まで上げ、１２００℃で５時間を保持し、次いで４８時間で室温へ低下させた。

多孔質ＴＣＰインサートまたはスキャフォールド１００の機械的特性は、異なる気孔率に応じて変動する。異なる気孔率を備えたＴＣＰインサートは、異なる弾性モジュールおよび異なる破壊応力を有する。多孔質ＴＣＰインサート１００の適切な気孔率を選択するために、有限要素解析（ＦＥＡ）を使用して、アンカリングおよび引張の間のＴＣＰインサート１００上の応力およびひずみ分布を見出した。異なる３つの気孔率（すなわち４０％、６０％および８０％）をこの研究において使用した。最大応力点がＴＣＰインサート１００の接続領域１０３の下部中央上にあることが見出された。６０％の気孔率については、１，０００Ｎ未満の引き抜き力で、ＴＣＰインサート１００上での最大応力は〜１ＧＰａである。

本発明の好ましい実施形態によれば、図１２および図１３中で示されるような絹べースのＡＣＬスキャフォールドが、可撓性要素１０として使用される。

かかる可撓性要素１０の生産のために、生絹繊維（Ｂｏｍｂｙｘｍｏｒｉ）をＴｒｕｄｅｌＬｉｍｉｔｅｄ（Ｚｕｒｉｃｈ、スイス）から得た。特殊に作られたワイヤリング機械を使用して絹ＡＣＬスキャフォールド１０を製造した。記述の目的のために、異なる階層的構成の幾何学的形状をＡ（ａ）＊Ｂ（ｂ）＊Ｃ（ｃ）＊Ｄ（ｄ）と標識し、そこでＡ、Ｂ、Ｃ、Ｄは構造的レベルを表わし、それは最終的な構造における繊維（Ａ）、束（Ｂ）、糸（Ｃ）およびコード（Ｄ）の数を意味し、一方ａ、ｂ、ｃ、ｄは撚りのレベルであり、それは各々の階層レベルの１回転あたりの長さ（ｍｍ）を意味する。異なる構造との比較および試験後に、ワイヤー加工した絹スキャフォールド構造は、ヒトＡＣＬと類似の機械的特性を有することが見出された。構造パラメーターは、６（０）＊２（２）＊１４４（１０）＊２（１２）と定義され、それは１本の束３０２中で撚りなしで（０は平行を意味する）６本の繊維３０３、１回転あたり２ｍｍで１本の糸３０１中で２本の束３０２、１回転あたり１０ｍｍで１本のコード３００中で１４４本の糸３０１、１回転あたり１２ｍｍで１つのＡＣＬスキャフォールド１０中で２本のコード３００を意味する。

図１３は、ブレード加工したＡＣＬスキャフォールドの形態における可撓性要素１０の代替の実施形態を示す。ここで、構造パラメーターは、６（０）＊２（２）＊９６（１０）＊３（１２）と定義され、それは１本の束３０２中で撚りなしで（０は平行を意味する）６本の繊維３０３、１回転あたり２ｍｍで１本の糸３０１中で２本の束３０２、１回転あたり１０ｍｍで１本のコード３００中で９６本の糸３０１、１回転あたり１２ｍｍで１つのＡＣＬスキャフォールド１０中で３本のブレード加工したコード３００を意味する。

図１２および図１３中で図示される絹ＡＣＬスキャフォールド１０の形態における可撓性要素は、生絹糸により生産された。過剰抗原性タンパク質セリシンは、スキャフォールド１０を３００ＲＰＭの磁性撹拌機（ＢａｓｉｃＣ、ＩＫＡ−ＷＥＲＫＥ、ドイツ）中で０．５ｗｔ％のＮａ_２ＣＯ_３水溶液の中へ９０℃〜９５℃で９０分間浸漬し、流れている蒸留水により１５分間リンスし、６０℃で風乾することによって除去された。これらの手順を３回反復し、そしてセリシンを完全に抽出した。インレンズ検出器を備えた走査電子顕微鏡（ＦＥＧ−ＳＥＭ、ＺｅｉｓｓＬＥＯＧｅｍｉｎｉ１５３０、ドイツ）を絹繊維の表面の観察に使用して、抽出プロトコルを評価した。イメージングの前に、スキャフォールド１０をより良好な解像度でイメージングを可能にするために白金によりコーティングした。もとの絹繊維の表面のＳＥＭイメージは、図３１（左側のパネル）中で示され、セリシン抽出繊維のイメージは、図３１（左側から２番目のパネル）中で示される。絹ＡＣＬスキャフォールド上での細胞接着を評価するために、カルセインＡＭ（すなわちカルセインのアセトメトキシ誘導体）により前標識したヒト包皮線維芽細胞（ＨＦＦ）をスキャフォールド上で播種し、適切な励起フィルターおよび発光フィルターを備えた正立Ｌｅｉｃａ顕微鏡でイメージングした。図３１（左側から３番目のパネル）は、絹スキャフォールドに播種して３０分後のＨＦＦ細胞を備えた絹スキャフォールドの蛍光顕微鏡画像を示す。図３１（左側から４番目のパネル）は、絹スキャフォールドに播種して２４時間後のＨＦＦ細胞を示す。ＨＦＦ細胞は２４時間後に明らかに接着し、絹繊維と非常によく整列することが分かる。

絹べースの可撓性要素１０の生体力学的試験のために、インビトロの引張破壊試験および低サイクル荷重試験を普遍的な材料試験機（Ｚｗｉｃｋ１４５６、ＺｗｉｃｋＧｍｂＨ、Ｕｌｍ、ドイツ）上で行い、２０ｋＮ力センサー（ＧａｓｓｍａｎｎＴｈｅｉｓｓ、Ｂｉｃｋｅｎｂａｃｈ、ドイツ）を使用した。特殊な固定クランプを開発した。クランプとの間の距離は、正常ＡＣＬ長を模倣して３０±１ｍｍであった［４８、４９］。初期引張破壊試験のために、５Ｎの前条件付荷重を可撓性要素（例えばスキャフォールド）１０に適用し、その後０．５ｍｍ／秒の変位制御荷重をスキャフォールド１０に適用した。低サイクル荷重試験のために、５Ｎの前条件付荷重をスキャフォールド１０へ適用した後に、２５０サイクルにわたって１００Ｎ〜２５０Ｎの力で制御されるサイクル荷重（正常歩行の荷重を表わす［５０］）を０．５ｍｍ／秒の荷重速度により適用した。

可撓性要素（例えばＡＣＬスキャフォールド）１０の長期荷重を模倣するために、図１４中で示される特殊なバイオリアクタ４００を用いた。ステッピングモーター４０１（例えばＮＡ２３Ｃ６０、ＺａｂｅｒＴｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓＩｎｃ、カナダ）を使用してサイクル荷重を適用し、１ｋＮ荷重セル（例えばＫＭＭ２０、ＩｎｅｌｔａＳｅｎｓｏｒｓｙｓｔｅｍｓ、ドイツ）４０４を使用して力を捕捉した。試験される可撓性要素の保持のために、前記バイオリアクタ４００は、２つのクランプ４０２および１つのチャンバー４０３を、特にクランプ４０２に加えて試験されるスキャフォールド１０を囲むポリスルホン（ＰＳＵ１０００、ＱｕａｄｒａｎｔＡＧ、スイス）から作製されるチューブの形態で、含む。バイオリアクタ４００をインキュベーター（Ｃ１５０、Ｂｉｎｄｅｒ、ドイツ）中で固定し、ＬａｂＶＩＥＷ（９．ｘ）により特別に開発されたプログラムによって制御した。

クランプの間の試験された絹スキャフォールド１０の長さは２８±３ｍｍであった。チャンバー４０３をＰＢＳにより満たし、アルミホイルキャップによりカバーした。インキュベーター中の温度は３７℃であった。湿度は１００％であり、ＣＯ_２濃度は５％であった。５Ｎの前条件付荷重を適用した後に、高サイクル荷重を１００，０００の繰り返しにわたって３％のひずみの１Ｈｚの頻度でのひずみ制御により適用し、２５０の繰り返し毎の間に３０秒のインターバル休止を設けた。

異なる条件により絹糸の機械的特性を試験した。図２２は最大引張強度（ＵＴＳ）、および図２３はそれぞれ３つの条件（セリシン抽出前の生来の絹糸、乾燥条件におけるセリシン抽出後の絹糸、および湿潤条件（試験サンプルを試験前にＰＢＳにより３０分間処理することを意味する）におけるセリシン抽出後の絹糸）における絹糸の線形剛性を示す。絹糸の幾何学的形状は先に記述されるように６（０）＊２（２）である。各々のサンプルの長さは３０ｍｍであり、直径は、生来の絹糸で０．２４ｍｍ、セリシン抽出（乾燥）で０．１７ｍｍ、およびセリシン抽出（湿潤）で０．１４ｍｍである。詳細なデータを表２中でリストする。絹糸のＵＴＳは、図２２中で示されるように、セリシン抽出後に、生来の絹糸の９．４２±０．３３Ｎからそれぞれセリシン抽出（乾燥）の７．３４±０．３５Ｎおよびセリシン抽出（湿潤）の６．００±０．３３Ｎへとかなり顕著に減少した。絹糸の剛性は、セリシン抽出後に、生来の絹糸の１．９７±０．０７Ｎ／ｍｍからそれぞれセリシン抽出（乾燥）の１．３７±０．１７Ｎ／ｍｍおよびセリシン抽出（湿潤）の１．０３±０．２３Ｎ／ｍｍへと同様に減少した。図２３中で示されるように、絹糸の剛性は湿潤条件において有意に（ｐ＜０．０１）減少した。絹糸の破壊伸長も、表２中で示されるように、セリシン抽出後に、生来の絹糸の９．８±０．３３ｍｍからそれぞれセリシン抽出（乾燥）の８．１４±０．３０ｍｍおよびセリシン抽出（湿潤）の６．９４±０．４０ｍｍへと減少した。

引張破壊試験を異なる構成を備えた絹ＡＣＬスキャフォールド１０上で行った。サンプルはすべてセリシン抽出し、それぞれ乾燥条件および湿潤条件において試験した。絹ＡＣＬスキャフォールドの構成は、先に記述されるように、平行な６（０）＊２（２）＊２８８（１０）＊１（０）、ワイヤー加工した６（０）＊２（２）＊１４４（１０）＊２（１２）、およびブレード加工した６（０）＊２（２）＊９６（１０）＊３（１２）である。３つの構成の絹ＡＣＬスキャフォールド１０について、図２４はＵＴＳおよび図２５は線形剛性を示す。平行な構成を備えた絹ＡＣＬスキャフォールド１０は、より低いＵＴＳおよびより高い剛性を有することは明らかであり、それはＷｏｏｅｔａｌ［５１］から採用したヒトＡＣＬの値からはるかに離れている。ワイヤー加工した構成およびブレード加工した構成のＵＴＳは、図２４中で示されるように、乾燥条件における約１９００Ｎから湿潤条件における約１５００Ｎへ有意に（Ｐ＜０．０１）減少した。この値はヒトＡＣＬよりも低いが、ヒトＡＣＬのＵＴＳが年齢に応じて変動し、１６〜２６歳の人々において最大１７３０Ｎであるが、４８〜８６歳の人々においておよそ７３４Ｎの平均でより低い［５２］ことを以前のレポートが示すので、ＡＣＬ組織工学においてまだ許容される。ワイヤー加工した構成およびブレード加工した構成の剛性も、図２５中で示されるように、乾燥条件における約５５０Ｎ／ｍｍから湿潤条件における約２５０Ｎ／ｍｍへ有意に（Ｐ＜０．０１）減少し、それはヒトＡＣＬの値にかなり近い。絹ＡＣＬスキャフォールド１０の機械的特性に対する滅菌手順の影響を明らかにするために、滅菌後のワイヤー加工した絹ＡＣＬスキャフォールドの３つのサンプルを試験した。ＵＴＳ、線形剛性および破壊伸長は、それぞれ１４４４±１０２Ｎ、２５１±３９Ｎ／ｍｍおよび３．９３±０．３６ｍｍであった。詳細なデータを表３中でリストする。

サイクル荷重試験を、ワイヤー加工した構成およびブレード加工した構成を備えた絹ＡＣＬスキャフォールド１０上で行った（図１２および図１３も参照）。スキャフォールドのＵＴＳおよび線形剛性を、以下の荷重条件（荷重なし、低サイクル荷重および高サイクル荷重）下で比較した。細胞をスキャフォールド１０上に播種して、異なる荷重条件下での絹ＡＣＬスキャフォールド１０の機械的挙動に対する細胞の効果を明らかにした。サイクル荷重なしのサンプルについて、７日間ＰＢＳの溶液の中へ浸漬された後のＵＴＳは、ワイヤー加工した構成については１５４３±８５Ｎから１３６２±２０Ｎへ、およびブレード加工した構成については１５９９±６５Ｎから１３９１±１２Ｎへわずかに減少した。サイクル荷重後に、ＵＴＳは、図２６中で示されるように、２５０サイクル後に〜９００Ｎ（ワイヤー加工）および〜８００Ｎ（ブレード加工）へ、１００，０００サイクル後に〜５００Ｎ（ワイヤー加工）および〜４００Ｎ（ブレード加工）へ有意に減少した。７日間ＰＢＳの溶液の中へ浸漬された後のサイクル荷重なしのサンプルの線形剛性も、ワイヤー加工した構成については２８９±２１Ｎ／ｍｍから２３６±２３Ｎ／ｍｍへ、およびブレード加工した構成については２４２±２６Ｎ／ｍｍから２０７±３１Ｎ／ｍｍへわずかに減少した。サイクル荷重後に、線形剛性は、図２７中で示されるように、２５０サイクル後に４２８±３２Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および５１８±６６Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）へ、１００，０００サイクル後に４９０±１４Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および５５３±３８Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）へ有意に増加した。高サイクル荷重下で、細胞有りの絹ＡＣＬスキャフォールド１０と細胞なしの絹ＡＣＬスキャフォールド１０との間で、ワイヤー加工した構成についての機械的特性に関して有意な差（Ｐ＞０．０５）はない。詳細なデータを表４中でリストする。

高サイクル荷重下での絹ＡＣＬスキャフォールド１０の線形剛性および伸長を記録した。線形剛性は、０サイクルで２８９±２１Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および２４２±２６Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）から、２５０サイクルで４２８±３２Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および５１８±６６Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）へ急激に増加し、次いで２０，０００サイクルで４９６±１３Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および５５６±３７Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）へわずかに増加し、１００，０００サイクルまで〜５００Ｎ／ｍｍ（ワイヤー加工）および５５０Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）で安定したままであった。絹ＡＣＬスキャフォールド１０の伸長は、図２８中で示されるように、開始時で０から２５０サイクルで２．３±０．２ｍｍ（ワイヤー加工）および１．２±０．１ｍｍ（ブレード加工）へ急激に増加し、１０，０００サイクルで３．６±０．４ｍｍ（ワイヤー加工）および３．０±０．３Ｎ／ｍｍ（ブレード加工）へ徐々に増加し、次いで１００，０００サイクルで４．３±０．８ｍｍ（ワイヤー加工）および４．３±０．５ｍｍ（ブレード加工）へわずかに増加した。

ＰＥＥＫアンカー２００を普遍的な材料試験機（Ｚｗｉｃｋ１４５６、ＺｗｉｃｋＧｍｂＨ、Ｕｌｍ、ドイツ）上で試験し、試験プロトコルは先に記述したものと同じであった。クランプとの間の距離は正常ＡＣＬ長を模倣して３０±１ｍｍであった［４８、４９］。試験のために、５Ｎの前条件付荷重をアンカー２００へ適用し、そしてその後に、２５０サイクルにわたって１００〜２５０Ｎで０．５ｍｍ／秒の変位制御荷重（正常歩行の荷重を表わす［５０］）および次いで引き抜きをアンカー２００へ適用して、最大引張強度を得た。

３つのタイプのアンカー（Ｖ０、Ｖ１およびＶ２）を試験した。Ｖ０は、平行壁領域１０１、１０２を有するインサート（すなわち非テーパー状インサート１００）を示し、それはアンカー２００に対する伸展効果がない。Ｖ１システムおよびＶ２システムは、小さなくさびおよびより大きなくさびをそれぞれ有する（図３参照）。表５は、試験全体からの破壊サンプルおよび残存サンプルを示す。アンカー２００は、図３中で示されるように伸展効果により良好な残存率を有することを表から見出すことができる。

ブタ骨におけるスリップに関して、図２９中で示されるように、Ｖ１／Ｖ２システムの結果は、かなり良好である。これらの２つのシステムの平均値は、約０．７ｍｍであり、Ｖ０システムと比較して約５６％の改善である。１．５ｍｍの値未満のスリップを維持することが意図されるので、システムは、この意味で成功したと見なすことができる。

最大引張強度（ＵＴＳ）を図３０中で示す。図３０から理解することができるように、Ｖ２システムは、８／２８干渉ネジ（ＩＳ）に同等である。平均において、ＩＳはＶ２よりもわずかに高い（７１５Ｎ対６８４Ｎ）。しかしながら、Ｖ２の中央値は、ＩＳの中央値よりもわずかに高い（６９８Ｎ対６９４Ｎ）。Ｖ２群をＩＳ群と比較するＴ検定は、これらの群の間の平均値の有意な差（Ｐ＝０．６９５）を示さない。この意味において、Ｖ２は、最大引張強度に関してＩＳに等価なシステムと見なすことができる。

さらにこのデザインの概念を検証するために、パイロット動物研究（インビボ）を、２０１２年１月９日〜２０１２年４月８日の３か月間２匹のブタで実行した。ブタは〜１．５か月齢および体重〜５０ｋｇであり、成長率は１週間あたり〜２ｋｇであった。この動物研究のためのＴＣＰインサート１００およびＰＥＥＫアンカー２００を備えた絹ＡＣＬスキャフォールド１０を、厳格なＧＭＰ基準下で調製した。

外科手術プロセスは、図１５から推測することができる。第１のアプローチは、最小限の侵襲性であり、病院において現在使用されるＡＣＬ修復外科手術に類似する。最初に、小さな外側切開を行なって、膝関節の中へ内視鏡を入れる。次いで、７ｍｍの直径の下腿骨孔２ｄに加えて、２０ｍｍの長さの大腿骨遠位部中のボアホール２をドリリングする。次いで、膝を屈曲させ、内側切開を行う。ボアホール２を内側切開を介して９ｍｍの直径へ拡大する。その後に、インサート１は、第１のツール４０を使用して内側切開を介して挿入および定着される。次いで、可撓性要素（例えばＡＣＬスキャフォールド）１０の自由端部は脛骨孔２ｄを介して引張られる。絹スキャフォールド１０は緊密に引張られ、張力は外科医によって調整され、干渉ネジ（Φ６×１９ｍｍ）により固定される。

パイロット動物研究の結果はかなり有望である。図３２は、３か月で安楽死後の部分的に再生された靭帯組織を示す。線維組織が絹繊維（可撓性要素）１０と共に再生したことを明瞭に観察することができる。図３３中で示されるマイクロＣＴのイメージから、形成された新生骨、ならびに新生骨およびＴＣＰインサート１００に接着する線維組織を観察することができる。

インビボの挙動に対する最終的な評価のために、第２の動物実験を１４匹の健康なオス成体ブタ（中国トリハイブリッドブタ：Ｘｉａｎｙａｎｇ品種）により行い、外科手術時で約４か月齢および５５．２±３．７ｋｇ（平均±標準偏差）の体重であった。ＡＣＬ再建は左膝で行った。動物を２つの研究群へと分け、１０匹の動物は３か月のタイムポイントで、および４匹の動物は６か月のタイムポイントで屠殺が計画された。３か月の群内で、１０匹の動物のうちの７匹を生体力学的試験のために使用し、生体力学的試験サンプルからの１匹を残りの３匹に足して（４匹の動物）組織学的観察のために使用した。６か月の群から、４匹の動物のうちの３匹を生体力学的試験のために使用し、３つの生体力学的試験サンプルからの１つの試料と組み合わせた残りの試料（すなわち２匹の動物）を組織学的分析のために割り当てた。

先に記述されたようなＡＣＬ再建のための観血的手術手順を使用した。外科手術の後に、鎮痛剤（１００ｍｇのペチジン）を１日２回で３日間各々の動物へ与えた。感染を防止するために、抗生物質（８０００００Ｕのペニシリン）を１日２回手術後最大５日間各々の動物へ与えた。消毒溶液（０．２５％ジデシルジメチルアンモニウムブロミド）を、実験の終了まで動物および敷きわら上に隔週で噴霧した。すべてのブタを無作為に割り当てられた３つの檻（５×８ｍ）のうちの１つ中に収容し、檻中で無制限に日常活動をさせた。活動レベルおよび足の不自由さの程度をモニターした。計画したように、１０匹のブタを、手術後３か月のタイムポイントでチアミラールナトリウムの致死量の注射によって安楽死させた。残りの４匹のブタを６か月で安楽死させた。安楽死後に両方の膝を解剖した。生体力学的試験のために使用されたサンプル（３か月で１０匹のうちの７匹、６か月で４匹のうちの３匹）を−２０℃で直ちに保存した。組織学的観察のために使用した残りのサンプルを小さな試料へと切断し、１０％緩衝ホルマリン溶液中で直ちに固定した。標準的なｃアーム装置を使用する放射線による観察を、手術後１日目に３匹のブタで行った。各々の安楽死タイムポイントで、ＴＣＰ分解の定性的評価および大腿骨孔中の新しい骨形成の大まかな特徴づけのために、追加で３つの膝のイメージングを行った。

靱帯再建後に、すべての動物は手術後３日目までに３本の脚で立っていた。すべての動物は、手術後５〜７日以内に検出可能な程度の足の不自由さで４本の脚で歩いていた。活動レベルは正常な活動の再開まで１週間後から徐々に増加し、手術後２週間目まで認識可能な足の不自由さはなかった。安楽死の時で、動物は、膝の周囲の組織（関節軟骨、半月板、他の靭帯）における移植片の破壊または明らかな退行性変化を示さなかった。血液化学的分析は炎症の全身性マーカーを示さなかった。

３つのタイムポイントでの膝関節のＸ線側面イメージはＴＣＰの進行性再吸収を示した（図３４）。骨孔の縁部は、孔内のＴＣＰと同様に手術後のＸ線イメージにおいて明瞭に見ることができた。３か月で、ＴＣＰから骨孔へのグレースケール勾配のある観察可能なゾーンが存在し、新しい骨形成の領域が区分される。６か月で、観察可能なＴＣＰ領域ははるかに小さかったが、まだ存在した。６か月での骨孔のグレースケール強度は、３か月での強度に定性的に比較してより高く、新しい骨の存在の増加および骨体積の増加を示す。

埋込み時での絹移植片の長さは、３３．６±４．２ｍｍ（ｎ＝１４）であった。再生されたＡＣＬの長さは、３か月で４２．２±３．４ｍｍ（ｎ＝７）および６か月で４３．３±２．９ｍｍ（ｎ＝３）であった。生来のＡＣＬの長さは、３か月で３７．４±３．２ｍｍ（ｎ＝７）および６か月で３７．３±２．１ｍｍ（ｎ＝３）であった。反対側（生来）の靭帯に対する移植片の長さの比較は、これらの差が有意でないことを明らかにした（図３５Ａ）。埋込み時での絹移植片の横断面面積は、３０．２±２．３ｍｍ^２（ｎ＝１４）であった。再生されたＡＣＬの横断面面積は、３か月で５７．５±８．１ｍｍ^２（ｎ＝７）および６か月で８４．６±１１．５ｍｍ^２（ｎ＝３）であった。生来のＡＣＬの横断面面積は、３か月で２３．６±４．８ｍｍ^２（ｎ＝７）および６か月で３０．３±４．４ｍｍ^２（ｎ＝３）であった。移植片横断面面積の比較は、埋込み時と３か月での面積の間で有意な差（ｐ＜０．０１）を示し、３か月と６か月との間でさらに有意に増加した（ｐ＝０．０１６；図３５Ｂ）。

３か月で屠殺した２つの再生されたＡＣＬ試料は、サイクル荷重の開始の前に破壊した（１５１Ｎおよび１８４Ｎ）。これらの破壊した２つのサンプルの荷重モードは、他のサンプルと異なったが、ＵＴＳの統計解析も含まれ、剛性分析については除外された。生来のＡＣＬのＵＴＳは３か月で１３８４±１８１Ｎ（ｎ＝７）であり、６か月で１７４９±２８４Ｎ（ｎ＝３）へ増加したが、有意ではなく（ｐ＝０．１４）、文献における報告に類似するものであった。再生されたＡＣＬのＵＴＳは３か月で３１１±１０３Ｎ（ｎ＝７）で、６か月で５６６±２９Ｎ（ｎ＝３）へ有意に増加した（ｐ＜０．０１）（図３５Ｃ）。すべての破壊は再生されたＡＣＬの実質部において起こり、大腿骨孔または脛骨孔のいずれかで観察される引き抜き破壊はない。剛性は、２５０番目のサイクルの１００Ｎと２５０Ｎのとの間の力変位曲線の勾配として計算された。生来のＡＣＬの剛性は３か月で１９２±２２Ｎ／ｍｍ（ｎ＝５）で、６か月で２５９±１５Ｎ／ｍｍ（ｎ＝３）へ有意に増加した（ｐ＜０．０１）。再生されたＡＣＬの剛性は３か月で１４８±１９Ｎ（ｎ＝５）で、６か月で１８３±１０Ｎ（ｎ＝３）へ有意に増加した（ｐ＝０．０３５）（図３５Ｄ）。

埋込みの時での移植片長さと比較して、インビボで３か月後の再生されたＡＣＬの長さで有意な増加（ｐ＝０．０４）があり、インビトロ試験の１０００００サイクル後に観察された伸長よりも大きい長さの増加であった（図３６Ａ）。このパラメーターは、アンカーまたは干渉ネジの任意のスリップ、および移植片におけるクリープを反映する。再生されたＡＣＬについてのピーク荷重での移植片長は、３か月で１４．６±６．５ｍｍ（ｎ＝７）で、６か月で１８．１±３．０ｍｍ（ｎ＝３）へ増加したが有意ではなく（ｐ＝０．２７）、それは生来のＡＣＬの値（〜２０ｍｍ）よりも〜１０％低かった（図３６Ｂ）。生来のＡＣＬの動的クリープは３か月で０．７４±０．２１ｍｍ（ｎ＝５）および６か月で０．８８±０．３０ｍｍ（ｎ＝３）であった。再生されたＡＣＬの動的クリープは、３か月で１．４８±０．４９ｍｍ（ｎ＝５）で、６か月で１．０７±０．２５ｍｍ（ｎ＝３）へ減少したが有意ではなかった（ｐ＝０．１４５）。インビトロのデータおよび３か月での再生されたＡＣＬに対してＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカーおよび６か月での再生されたＡＣＬを比較して、動的クリープにおける有意な減少（ｐ＝０．０４６）があった（図３６Ｃ）。機能的な見地から、この有効性研究は再生されたＡＣＬの機械的強度および剛性に注目した。再生されたＡＣＬのＵＴＳは３か月から６か月で〜８２％まで増加した（図３５Ｃ）。移植片の絶対強度は生来のＡＣＬの絶対強度からまだ離れていたが、これらの値は、正常な日常活動（〜２５０Ｎ）と関連した典型的な最大ＡＣＬ荷重より下に安全に収まる。６か月で記録したＵＴＳ値は、類似の時間経過による別の研究よりもおよそ４０％低かったが、３か月で記録したＵＴＳ値は、３か月後の屠殺によるブタモデルを使用する他のＡＣＬ再建研究と比較して優れている。さらに従来の研究のように、破壊は再建されたＡＣＬの実質部においてたいてい起こり、孔の引き抜き破壊の発生はなかった。移植片の破壊点伸長は典型的には１５ｍｍを越えたこと（図３６Ｂ）が指摘されるべきであり、これは他の安定化構造（筋肉、他の靭帯）の動員により移植片破壊が防止されることが合理的に期待される距離である。これらの態様が移植片張力の損失および相対的関節弛緩に密接に関するので、移植片のスリップおよび伸長も機能的な性能において重要な役割を果たす。埋込み時での移植片長に比較して、再生されたＡＣＬの伸長は３か月および６か月の両方について〜８．６ｍｍであった（図３６Ａ）が、これらの値の解釈は動物が実験の経過にわたって成長していたという事実を考慮して困難である。より決定的には、再生されたＡＣＬのサイクル荷重の間の絹移植片の伸長（動的クリープ）は３か月から６か月で〜３８％まで減少し、移植片がこの時間枠において粘弾性がなくなることを示す。さらに、移植片伸長の任意の測定値には大腿骨側（絹／ＴＣＰ／ＰＥＥＫ）および脛側（絹−ＩＳ）の両方からの効果が含まれるるので、全体的な機能に対してどちらの側が相対的に寄与するのかを査定することは可能ではなかった。それにもかかわらず、インビトロの生体力学的試験データに比較した場合、再生されたＡＣＬの動的クリープはもとの移植片よりも６か月後は〜３５％低く（図３６Ｃ）、埋込物が治癒の経過にわたってより弾性に（より粘弾性でなく）なったことおよび生来のＡＣＬに同等であることを明らかに示す。

縦断面（孔の軸に沿って）および横断面（孔に垂直）のヘマトキシリン−エオシン染色は、絹繊維を囲む実質的な線維組織の形成を示し、存在は６か月でわずかに増加した（図３７）。絹べースのスキャフォールドは、腱および靭帯再生のための可能性のある移植片材料としてさらに調査された。これは、部分的には、短期および中期における強固な生体力学的強さに加えて絹の有利な生物学的特性のおかげである。手術後３か月の癒合後に、絹スキャフォールドが大部分はインタクトなままであるが再生された線維組織と混ざり、線維組織の細胞は絹繊維と良好に整列し、多くの場合繊維へ接着することが、観察された（図３７Ａ、Ｃ）。６か月後に、絹繊維と混ざる再生された線維組織は増加したが、実質的でなく（図３７Ｂ、Ｄ）、大部分は絹移植片コアの周囲に形成される新しく生成された線維組織であることが観察された。６か月でさえ絹移植片は約７０％はインタクトなままであり、絹が特徴的に分解が遅いことを反映し、このことは、宿主組織が最終的にこれらの荷重を上回るまで、生体材料スキャフォールドにより靭帯の機能的な要求を支援し続けることを可能にする。絹移植片をＡＣＬ再建のために使用する他の研究者による広範囲な研究とこれらの所見は一致している。絹移植片の周囲を覆う線維組織は無秩序であり、ある種類の瘢痕組織と見なすことができる。瘢痕組織（図３４Ｅ、３４Ｆ中でピンク色）中に多くの血管があり、それは瘢痕組織を再生プロセスにわたってより厚く成長させた。６か月での再生されたＡＣＬの横断面面積は３か月でのＡＣＬの横断面面積よりも〜４７％大きく（図３５Ｂ）、それは瘢痕組織の成長に主に起因すると考えられた。この瘢痕組織は、間質液（絹分解プロセスに必須の因子）が絹移植片の中へ深く入ることをブロックした。これは、絹移植片の分解速度が再生プロセスにわたって遅い理由である。

ゴールドナー−トリクロム染色を採用して骨孔中で再生した組織を観察した。ＴＣＰは３か月でまだ位置することができ、再生された新しい骨組織がＴＣＰを囲むことが観察された（図３８Ａ）。新しい骨組織は６か月で漸増的に存在し、線維軟骨が絹繊維と新しい骨組織との間に位置することが観察された（図３８Ｇ）。絹から骨への移行領域は、絹、線維組織、線維軟骨および骨に関して、ヘマトキシリン−エオシン染色により特徴づけられた（３か月で図３８Ｃおよび６か月で図３８Ｉ）。マッソンの染色を使用して特徴づけられた６か月での再生された線維性組織層（図３８Ｋ）は、３か月での再生された線維性組織層（図３８Ｆ）よりおよそ２倍厚く、絹移植片を囲む線維組織の再生を反映する。線維軟骨ゾーンを介する骨への線維組織の連結、およびＧｏｍｏｒｉ染色は、線維軟骨ゾーンにおいて相互侵入した（シャーピー）繊維を明らかにした。３か月（図３８Ｅ）および６か月（図３８Ｊ）の両方で多数のかかる繊維を観察することができた。

脛骨孔中の絹と干渉ネジ（ＩＳ）と骨との間の接触の領域で、３か月で軟骨組織が絹−ＩＳ−骨の界面で観察された（図３９Ａ）。６か月でこの軟骨質層は絹−ＩＳ−骨の角でさらに顕著であった（図３９Ｂ）。しかしながら、絹から骨への界面では、移行部は絹、線維組織および骨組織のみの存在を特徴とし、３か月（図３９Ｃ）または６か月（図３９Ｄ、Ｅ）で観察可能な軟骨の層はなかった。少数の事例のみが、６か月で線維軟骨の薄い非連続的な層を示していた（図３９Ｆ）。脛骨孔と大腿骨孔との間の比較は、脛骨孔中の新しい骨形成が相対的に存在せず、脛骨孔中での軟骨質の絹から骨への移行が対応して欠如することを明らかにした。

本研究は、ＰＥＥＫアンカーと組み合わせた多孔質ＴＣＰスキャフォールド（骨ブロックを模倣する）を使用するという点で、従来の研究とは区別される。組織学的観察から、多孔質ＴＣＰスキャフォールドが骨への絹移植片の接着を実質的に増加させることが見出された。ＴＣＰの存在が欠如した脛骨孔とは対照的に、大腿骨孔中では新しい骨形成への明らかな傾向があった（図３８）。３か月でＴＣＰスキャフォールドをまだ明瞭に観察することができ、一方６か月でかなり少ないＴＣＰ材料を同定することができ、これは文献において報告された分解率に同等である。ＴＣＰリモデリングの経過にわたって、絡み合った絹移植片は孔内に明らかに取り込まれ、３か月まで明らかに加速された生物学的固定および６か月まで孔への強固な取り込みをもたらす。これとは対照的に、脛骨孔中で、特に干渉ネジによって孔の１つの側面に対して押された絹移植片の縁で、観察される新しい骨組織形成はほとんどなかった。絹から宿主骨への組織学的移行が欠如すると、絹移植片の固定がネジの機械的足場に依存したままであり（図３９Ａ、Ｂ）、したがって後続する緩みに影響を受けやすいままであろう。

大腿骨孔中で、ＴＣＰの存在が、絹から、再生された線維組織へ、再生された線維軟骨へ、および最終的には骨への組織移行の形成を誘発したと結論される（図３８Ｃ、Ｉ）。これらの移行は、生来のＡＣＬの骨への接着において存在するもの（軟組織から硬組織へ効果的に荷重を伝達する高度に特殊化された組織移行）を反映する。埋込まれた構成の組織学的検査は、３か月（図３８Ｆ）でかかる領域を既に示し、６か月（図３８Ｋ）でさらに著しくなっていた。興味深いことには、多数の相互侵入した（シャーピー）繊維は、同様に生成された線維軟骨を介して新しく生成された骨組織の中へ再生された線維組織から突出することが観察された（図３８Ｅ、Ｊ）。したがって、絹移植片が大腿骨骨孔へ比較的生体模倣的に接着することが達成された。これとは対照的に、脛骨孔は、骨界面への絹移植での線維軟骨層が比較的ないことを示した（図３９Ｃ、Ｄ）。これはＴＣＰの非存在に起因すると考えられるが、他の因子（例えば各々の孔へ適用される異なるアンカリングシステムの相対的機械的安定性）も可能性な役割を果たし得る。結論として、ＴＣＰ／ＰＥＥＫでアンカーした絹移植片の概念は、自家移植片に対する合成代替物としてよく動作することが見出された。本研究は、ヒトにおける最終的な安全性および有効性の試験についての根拠を提供する。

動物研究のために、観血的手術手順（第２のアプローチ）にはより良好な視野があり、関節鏡視下のアンカー固定のための高度なツールが欠如しているので、関節鏡視下のアプローチよりも好まれた。大腿骨骨孔の方向性のために、膝関節にアクセスする内側アプローチがこの研究において採用され、この場合、膝蓋骨はドリリング器具の邪魔にならないように外側に反転される。最初に、長手方向の内側皮膚切開は膝蓋骨の上縁に５ｃｍ近位から脛骨結節へ行われる。次いで、内側傍膝蓋カプセルのアプローチにより膝関節へ外科的にアクセスする。大腿四頭筋および膝蓋腱を関節カプセルから分離し、内側広筋を膝蓋骨への挿入部から遊離する。膝蓋腱および内側側副靱帯を傷つけないように特別に注意するべきである。関節カプセルから膝蓋骨を遊離する場合に膝蓋骨に近い切断線を維持することで、内側側副靱帯への損傷が起こらないことが保証される。一旦伸筋機構が遊離されたなら、膝蓋骨を外側へ反転し膝関節を慎重に屈曲して、その位置で脱臼させた膝蓋骨を保持することができる。

ボアホール２の中へのアンカー２００／インサート１００の挿入のために、中空円筒状横断面を備えた第１のツール（挿入ツールとしても表示される）４０および３つの突部（ポッドとしても表示される）４４を使用した（図１７参照）。中空円筒状横断面に起因して、挿入ツール４０の軸４１は、それぞれのボアホール２の中へのアンカー２００／インサート１００の挿入に際して可撓性要素１０を受け入れるための溝４３を含む。

いくつかのアンカー２００は骨孔２中で傾き、一旦器具４０とアンカー２００との間での接触が失われたならば、図１６中で示されるようなアンカー２００のヘッド部分２０１の対応する凹部２０２ｂの中へのポッド４４の再挿入はかなり困難であった。したがって、遠位の５ｍｍで減少した壁厚み（０．５ｍｍ減少させた外半径）を備えた新しい挿入ツール４０を、図１９中で示されるように開発した。これに対応して、この挿入ツール４０と共に使用されるＰＥＥＫアンカー２００（図１８参照）は、図１９中で示される第１のツール４０の自由端部４２に適合した中央開口２０２を有する。

装置１のアンカリングのためのボアホール２をドリリングするのに使用されるドリリング器具のスリップおよび動揺（それは、孔入り口の拡大および続いて埋込物１の固定安定性の損失を引き起こし得る）を防止するために、第２のツール５０は図２０中で示されるように提供される。第２のツール５０は自由端部５２を有するハンドル５１を含み、自由端部５２から、ドリルを受け入れるためのチャネル５５を囲む円筒状ドリルスリーブ５３が突出し、ドリルスリーブ５３は、大腿骨ノッチにおける堅固なグリップを保証する鋭い自由端部５４を含み、ハンドル５１はドリリング器具の正確なポジショニングを可能にする。大腿骨骨孔２の再現性のある角度形成を保証するために、以下の手順が提案される。標尺を、大腿骨の長手方向の軸に関して整列した大腿部の前方側に対して押し；第２のツール５０（保持器具としても表示される）は、矢状面において４５°の角度および外側へ３０°の偏位で配置する。脛骨２ｄおよび大腿骨骨２孔の軸方向の整列を保証するために（図１５参照）、図２１中で示されるような第３のツール６０（例えばアルミニウムを材料として）を使用することができる。第３のツール６０は、延長方向に沿って延長する第１の脚６１、ならびにアーチが形成されるように、第１の脚６１の自由端部に接続された第２の６２および第３の脚６３を含む。特に前記ボアホール２をぴったりフィットして係合するためのプラグ６４（特に直径９ｍｍ）は、前記延長方向に沿って第３の脚６３の自由端部から突出し、第２の脚６２はプラグ６４と整列させたトラフ開口部６５を含み、その中で第２のツール５０のドリルスリーブ５３を挿入し、固定手段６６（ネジ等）によって延長方向に沿って異なる位置で固定して、第２のツール５０が異なる膝サイズに適合できることを保証できる。

大腿骨ボアホール２がドリリングされた後に（図１５参照）、第３のツール６０のプラグ６４は大腿骨ボアホール２の中に挿入され、次いで、第３のツール６０のトラフ開口部６５を介して延長するドリルスリーブ５３が脛骨縁部２０ｄへ調整できるまで、膝関節は伸長される。脛骨孔２ｄは図１５中で示されるように大腿骨ボアホール２と軸方向で整列して、この時点でドリリングされる。次いで、インサート１００および絹ＡＣＬスキャフォールド１０を備えたアンカー２００をボアホール２の中に挿入し、特にＡＣＬのちょうど裏側のＰＣＬをインタクトなままにする。

イヌモデルにおけるＣＣＬ再建のためのＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカーされた腱自家移植の予備的研究は、約１．５歳齢の体重１２．０±１．１ｋｇ（平均±標準偏差）の健康なオス成体ビーグル犬において行われた。左前肢中の尺側手根屈筋を腱自家移植片として使用した。ＣＣＬ再建は右の膝で行った。イヌは、手術の２日前に０．２５％ジデシルジメチルアンモニウムブロミド溶液により完全に消毒した（スプレー）。抗生物質（８０００００Ｕのペニシリン）を手術の１日前に１日２回の筋肉注射により各々のイヌへ与えた。３．５％濃度のナトリウムペントバルビタール溶液を麻酔薬として使用した。各々のイヌの腹部に０．５ｍｌ／ｋｇで注射し、続いて５分後に追加の０．２ｍｌ／ｋｇの用量を静脈注射した。次いで、イヌを特別に作られた保持トレー中の手術テーブル上で背面で配置した。左前肢および右後脚を剃り、ポビドンヨード溶液により完全に洗浄した。

腱ストリッパーを使用して、図４０Ａ中で示されるように左前肢から尺側手根屈筋にアクセスし切断する。屈筋腱をトリムし、ＴＣＰ／ＰＥＥＫアンカーと組み合わせた。腱端部を図４０Ｂ中で示されるように生体再吸収可能な縫合糸により縫合する。先に記述されたように観血的手術手順を使用し、イヌ関節のサイズ応じてわずかに適合させた。最初に、長手方向の内側皮膚切開は膝蓋骨の上縁に３ｃｍ近位から脛骨結節へ行われた。内側傍膝蓋カプセルアプローチにより膝関節にアクセスした。次いで、関節を９０°で屈曲し、生来のＣＣＬを慎重に切断および除去した。５．０ｍｍの孔を深さ〜１５ｍｍでＡＣＬのフットプリントの上でドリリングした。内側顆上の関節軟骨への損傷を回避するために、ドリリングは、横断面上で１１時の方向、および座標系として大腿骨軸を使用して矢状面上で４５°の前方偏位であった。ドリリングスリーブは、ドリリング器具のスリップおよび動揺（それは、孔入り口の拡大および続いて埋込物の固定安定性の損失を引き起こし得る）を防止するために開発された。同じ軸における５．０ｍｍの孔を、特別に作られた同期スリーブにより脛骨を介してドリリングした。ＣＣＬ移植片埋込みのための挿入ツールは、図４０Ｃ中で示されるように、腱移植のための中空円筒状横断面およびＰＥＥＫアンカーの保持のために適合させた端部を備えて開発された。大腿骨孔の中へのＴＣＰ／ＰＥＥＫスキャフォールドのアンカリング後に、腱移植片の他の端部は、図４０Ｄ中で示されるように、特別に作られたレトラクタにより脛骨孔を介してもたらされた。次いで、膝関節を３０°で曲げた。腱移植片を緊密に引張り、エンドボタン（ＰＥＥＫ、Φ６ｍｍ×２ｍｍ、インハウスで構築した）により固定した。各々のイヌを自身のケージ（１２０×１００×７５ｃｍ）の中へ入れ、ケージ内の日常活動は無制限にさせた。鎮痛剤（１００ｍｇのペチジン）を１日２回で手術に直後の３日間各々のイヌへ与えて疼痛を和らげた。感染を防止するために、抗生物質（８０００００Ｕのペニシリン）を１日２回手術後最大５日間各々のイヌへ与え、０．２５％ジデシルジメチルアンモニウムブロミド溶液による噴霧消毒は、動物実験の終了までケージに加えてイヌに対しても隔週で行った。正常な活動および足の不自由さの程度をモニターした。７匹のイヌを３か月のタイムポイントで最近安楽死させたが、この研究は進行中である。予備的ＣＴ解析結果は、骨孔内での再生された骨の実質的な形成およびＴＣＰインサートの結果として生ずるリモデリングを示す（図４１）。定性的に、腱自家移植片は、生来の骨／新しい骨／ＴＣＰの領域内で組織学的に埋まっているようであり、ポジティブな機能的転帰を示す。追加の生体力学的および組織学的分析も進行中である。

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Claims

可撓性要素（１０）を、特に天然または合成の靭帯または腱の形態で、骨（２０）に固定するための装置であって、
−前記可撓性要素（１０）を保持するように作られたインサート（１００）、および、
−アンカー（２００）であって、前記インサート（１００）が前記アンカー（２００）の中に挿入されるように作られ、前記アンカー（２００）は、前記可撓性要素（１０）を前記骨（２０）に固定するために、前記アンカー（２００）の中に挿入された前記インサート（１００）と共に前記骨（２０）のボアホール（２）の中に挿入されるように作られた、アンカー（２００）、
を含む、装置。
前記インサート（１００）は、骨誘導性および／または骨伝導性の材料から形成されるか、または骨誘導性および／または骨伝導性の材料を含むという点で特徴づけられる、請求項１に記載の装置。
前記アンカー（２００）は、前記アンカー（２００）の中に挿入された前記インサート（１００）と共に挿入方向（Ｚ）に沿って前記ボアホール（２）の中に挿入されるように作られたという点で特徴づけられる、請求項１または２に記載の装置。
前記アンカー（２００）は、ヘッド部分（２０１）ならびに前記ヘッド部分（２０１）から突出する第１のおよび第２の脚（２１０、２２０）を含み、特に前記脚（２１０、２２０）は、前記ヘッド部分（２０１）と一体に形成され、特に前記脚（２１０、２２０）は、挿入方向（Ｚ）において前記ヘッド部分（２０１）から突出するという点で特徴づけられる、請求項１〜３のいずれか一項に記載の装置
前記ヘッド部分（２０１）は、環状の形状からなり、特に前記ヘッド部分（２０１）は、前記可撓性要素（１０）を通過させるための開口部（２０２）を含むという点で特徴づけられる、請求項４に記載の装置。
前記ヘッド部分（２０１）は、前記可撓性要素（１０）を迂回させるための２つの向かい合った切り欠き（２０３、２０４）を含み、各々の切り欠き（２０３、２０４）は、前記ヘッド部分（２０１）の境界領域において形成されるという点で特徴づけられる、請求項４に記載の装置。
前記インサート（１００）が前記アンカー（２００）の中に挿入されるとき、前記インサート（１００）は、前記アンカー（２００）の前記脚（２１０、２２０）の間に配置されるという点で特徴づけられる、請求項４〜６のいずれか一項に記載の装置。
前記インサート（１００）は、前記インサート（１００）が前記アンカー（２００）の中に挿入されるときにフィットする様式で前記脚（２１０、２２０）を受け入れるように作られている第１のおよび第２の案内凹部（１１０、１２０）を含むという点で特徴づけられる、請求項４〜７のいずれか一項に記載の装置。
各々の案内凹部（１１０、１２０）は、前記インサート（１００）の表面（１１０ａ、１２０ａ）によって境界を定められ、前記２つの表面（１１０ａ、１２０ａ）は、互いに背を向け、２つの向かい合った境界領域（１１２、１１３、１２２、１２３）は、それぞれの表面（１１０ａ、１２０ａ）から突出し、特に前記２つの表面（１１０ａ、１２０ａ）は、凸であるという点で特徴づけられる、請求項８に記載の装置。
各々の境界領域（１１２、１１３、１２２、１２３）は、前記アンカー（２００）が意図されるように前記インサート（１００）と共に前記骨（２０）の前記ボアホール（２）の中に挿入されるときに、前記骨（２０）に接触するように作られている接触面（１１２ａ、１１３ａ、１２２ａ、１２３ａ）を含み、その接触面（１１２ａ、１１３ａ、１２２ａ、１２３ａ）は、それぞれの前記案内凹部（１１０、１２０）に沿って延びるという点で特徴づけられる、請求項９に記載の装置。
前記アンカー（２００）は、前記骨（２０）との接触のための外部（２００ａ）を含み、特に前記外部（２００ａ）は、歯のある表面を含み、特にそれぞれの前記接触面（１１２ａ、１１３ａ、１２２ａ、１２３ａ）は、前記インサート（１００）が意図されるように前記アンカー（２００）の中に挿入されるときに、前記アンカー（２００）の前記外部（２００ａ）と同一平面上にあるという点で特徴づけられる、請求項１〜１０のいずれか一項に記載の装置。
前記インサート（１００）の領域（１１０ａ、１２０ａ）は、前記アンカー（２００）の中への前記インサート（１００）の挿入に際して、前記インサート（１００）が特に前記インサート（１００）の前記表面（１１０ａ、１２０ａ）によって前記脚（２１０、２２０）を互いから遠ざけて押すようにテーパーづけられ、特に前記アンカー（２００）は、前記インサート（１００）が前記アンカー（２００）の中に完全には挿入されない第１の位置において前記アンカー（２００）の中に挿入されている前記インサート（１００）と共に前記挿入方向（Ｚ）において前記ボアホール（２）の中に挿入されるように作られ、特に前記インサート（１００）は、前記アンカー（２００）が意図されるように前記骨（２０）の前記ボアホール（２）の中に挿入されるときに、前記挿入方向（Ｚ）と反対に第２の位置に引張られるように作られ、その第２の位置において前記インサート（１００）は、前記アンカー（２００）の中に完全に挿入されて、前記骨（２０）に対して前記脚（２１０、２２０）を押しつけるという点で特徴づけられる、請求項４に記載の、または請求項４を参照するときに請求項５〜１１のいずれか一項に記載の装置。
各々の前記脚（２１０、２２０）は、内面（２１０ａ、２２０ａ）を含み、前記２つの内面（２１０ａ、２２０ａ）は、互いに対面し、特に前記内面（２１０ａ、２２０ａ）は、凹であるという点で特徴づけられる、請求項４に記載の、または請求項４を参照するときに請求項５〜１２のいずれか一項に記載の装置。
各々の前記内面（２１０ａ、２２０ａ）は、案内凹部（１１０、１２０）の関連した表面（１１０ａ、１２０ａ）上に留まるように作られるという点で特徴づけられる、請求項９および１３に記載の装置。
前記インサート（１００）は、第１の壁領域（１０１）および第２の壁領域（１０２）を含み、特に前記第１の案内凹部（１１０）は、前記第１の壁領域（１０１）において形成され、特に前記第２の案内凹部（１２０）は、前記第２の壁領域（１０２）において形成されるという点で特徴づけられる、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の装置。
前記２つの壁領域（１０１、１０２）は、接続領域（１０３）によって一体に接続され、特に前記接続領域（１０３）は、前記可撓性要素（１０）の接触のための表面（１０３ａ）を含み、特に前記表面（１０３ａ）は、凹であるという点で特徴づけられる、請求項１５に記載の装置。
前記インサート（１００）は、前記可撓性要素（１０）を受け入れるための溝（１０４）を含み、特に前記溝（１０４）は、前記２つの壁領域（１０１、１０２）および前記接続領域（１０３）によって境界を定められるという点で特徴づけられる、請求項１〜１６のいずれか一項に記載の装置。
前記装置（１）は、前記可撓性要素（１０）を含むという点で特徴づけられる、請求項１〜１７のいずれか一項に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、特に前記インサート（１００）に接触するように前記インサート（１００）の周りに（特に前記接続領域（１０３）の周りに）置かれ、特に前記可撓性要素（１０）は、前記溝（１０４）の中に配置されるという点で特徴づけられる、請求項１８に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、前記ヘッド部分（２０１）の前記開口部（２０２）を通過するという点で特徴づけられる、請求項５および請求項１８または１９に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、前記ヘッド部分（２０１）の前記切り欠き（２０３、２０４）によって通るという点で特徴づけられる、請求項６および請求項１８または１９に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、天然の靭帯または腱であるという点で特徴づけられる、請求項１８〜２１のいずれか一項に記載の装置。
可撓性要素（１０）は、合成の靭帯または腱（特にＡＣＬスキャフォールド）であるという点で特徴づけられる、請求項１８〜２１のいずれか一項に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、２本の撚りコード（３００）を含み、各々のコード（３００）は、１４４本の撚り糸（３０１）を含み、各々の糸（３０１）は、２本の撚り束（３０２）を含み、各々の束は、６本の繊維（３０３）を含み、その繊維（３０３）は、特にフィブロインを含むという点で特徴づけられる、請求項２３または請求項１８〜２１のいずれか一項に記載の装置。
前記可撓性要素（１０）は、３本のブレード加工したコード（３００）を含み、各々のコード（３００）は、９６本の撚り糸（３０１）を含み、各々の糸（３０１）は、２本の撚り束（３０２）を含み、各々の束（３０２）は、６本の繊維（３０３）を含み、その繊維（３０３）は、特にフィブロインを含むという点で特徴づけられる、請求項２３または請求項１８〜２１のいずれか一項に記載の装置。
前記インサート（１００）は、以下の物質、リン酸三カルシウム、ヒドロキシルアパタイト、リン酸カルシウム、ケイ酸カルシウム、またはシリケート置換リン酸カルシウムのうちの１つを含むという点で特徴づけられる、請求項１〜２５のいずれか一項に記載の装置。
前記アンカー（２００）は、以下の物質、ポリエーテルエーテルケトン、ポリ乳酸、ポリ（乳−ｃｏ−グリコール酸）、ポリ−ε−カプロラクトン、チタンベース合金、またはマグネシウムベース合金のうちの１つを含むという点で特徴づけられる、請求項１〜２６のいずれか一項に記載の装置。
骨（２０）におけるボアホール（２）の中に請求項１〜２７のいずれか一項に記載の装置（１）を挿入するためのツールセットであって、前記ボアホール（２）の中に前記装置（１）を押し込むための少なくとも第１のツール（４０）を含み、前記第１のツール（４０）は、前記ボアホール（２）の中に前記装置（１）を押し込むために前記アンカー（２００）と（特に前記アンカー（２００）の前記ヘッド部分（２０１）と）係合するように作られた自由端部（４２）を有する延びた軸（４１）を含み、前記延びた軸（４１）は、前記骨（２０）の前記ボアホール（２）の中への前記装置（１）の挿入に際して前記可撓性要素（１０）を受け入れるための溝（４３）を含む、ツールセット。