JP2019517372A - 独立したエンドプレートを有するインプラント - Google Patents

Abstract

幾つかの観点において，本発明は，独立したエンドプレートを有する医療用インプラントに関し，そのエンドプレートはインプラント周りでの骨又は組織の成長を促進可能である。骨成長の土台として使用する場合，本発明の構造は，新たな骨成長の強度を向上可能とする。独立したエンドプレートは，一般的に，エンドプレートがインプラントの対向側に配置され，互いに独立して移動可能なインプラントを含む。ほとんどの実施例において，エンドプレートは，インプラントのバルクよりも高い弾性係数を有することにより，弾性係数の低いインプラントを使用可能とし，患者の骨を損傷させる懸念を払拭する。所与のインプラントパラメータに対するエンドプレート及びインプラントのバルクのための弾性係数を含めて，独立エンドプレートの設計方法も開示されている。本明細書の開示範囲内の弾性係数を有するインプラントは，より高い骨強度を実現するために新たな骨の成長の負荷条件を最適化し得るものである。【選択図】図１

Description

関連出願の相互参照

本願は，２０１６年６月７日に出願された米国仮特許出願第６２／３４６，７２０号の優先権を主張するものであり，その開示全体は，参照として本明細書に組み込まれる。

本発明は，医療用インプラント，特に，独立したエンドプレートを有する医療用インプラントに関する。

医療用インプラントは，広範な材料を使用して構成されており， これには，金属材料，ポリエーテルエーテルケトン（以下“ＰＥＥＫ”と称する。），及び他の各種の材料又はその組み合わせが含まれる。インプラントが規則に基づく試験に合格するために，材料を選択する際の競合的な優先順位がある。インプラントを設計する際の優先度は，強度，剛性，疲労抵抗及びＸ線透過性を含むことができ，しばしば設計プロセスにおいて何らかの妥協がなされる。

例えば，インプラントの強度要件に適合するため，Ｘ線透過性は臨床評価にとって理想的な値よりも低い場合があり得る。他の実施例として，疲労強度要件に適合させるためにインプラントを，臨床評価にとって理想的な値よりも剛性を高めに設計する場合がある。

本発明は，２つ以上の独立した表面を有する医療用インプラントを実現するためのシステム及び方法を提供する。本明細書に開示される幾つかの実施形態は，構造的な支持及び機械的なスペースのために使用することができる。他の実施形態において，本明細書に開示される構造は，骨の成長のための土台を提供することができる。ある態様において，本発明は，隣接する骨又は骨部分の間にインプラント可能な椎体間癒着装置を提供することにより，骨成長のために必要とされるも，不要な応力遮蔽を生じさせないレベルの機械的なスペースと機械的な安定化を提供する。

骨の成長を促進するインプラントは，手足の骨や，単一の骨における骨折部を含む多種の関節部において使用可能である。本願に開示される幾つかの実施形態は，隣接する椎骨間で使用可能とされている。本願に開示される幾つかの実施例は，隣接する椎骨間で使用するように最適化されるものであるが，言うまでもなく，本発明は，本願に開示される技術的範囲内において，他種の隣接する骨又は骨片において使用することができる。本発明は，他種のインプラントにおいて有用性を有し得るものであり，これには，例えば，頸椎，腰椎及び胸椎用の椎体間固定インプラント，椎体代用インプラント，骨切除術用ウェッジ，歯科用インプラント，骨幹，寛骨臼カップ，頭蓋顔面プレーティング，骨代替及び骨折部プレーティングが含まれる。 椎体間固定型の装置は，脊椎用のインプラントを含み，その箇所（例えば，頸椎，腰椎及び胸椎）や，意図される外科手術（前部腰椎の椎体間固定，後部腰椎の椎体間固定，経椎腰椎の椎体間固定）に基づいて指定することができる。

椎体間固定装置は，椎骨の間隔を広げ，２つの隣接する骨を融合させることにより，慢性関節痛及び神経症状を緩和するための外科手術において普通に使用されるものである。例えば，腰痛が隣接する椎骨間における罹患又は縮退した椎間板によるものである場合，脊椎固定手術により患者を関節痛から救済することができる。通常，脊椎固定手術では，隣接する椎骨間における椎間板を取り除き，椎体間固定装置を装入している。この装置は，取り除いた椎間板により提供されていた機械的な間隔を提供すると共に，隣接する椎骨間の機械的な安定化を図ってこれらの経時的な融合を可能とするものである。ヴォルフの法則によれば，骨は，それに負荷される応力に適応し，応力下の骨はより強く成長し，応力が負荷されない骨は脆弱化する。一実施形態において，本発明は，移植されたときに周囲の骨の弾性係数と類似する弾性係数を有する椎体間固定装置を提供する。独立したエンドプレートを設けることにより，装置本体は，剛性的に結合されたエンドプレート構造との干渉を生ずることなく，特定の弾性係数を有するように最適化される。剛性的に結合されたエンドプレート構造がない場合であっても，本明細書に開示される幾つかの実施形態は，隣接する椎骨のエンドプレート間で適切な機械的間隔を提供し得るものである。弾性係数が最適化されたインプラント本体と，独立したエンドプレートとを有することにより，幾つかの観点において，本発明は，インプラントによって新たな骨の成長を刺激し，かつ，新たな骨の強度を高め得るものである。

一実施形態において，本発明は，本体の対向端部に付着させた略剛性的な上側エンドプレート及び略剛性的な下側エンドプレートを備える。明確さを期すると共に理解を容易とするため，図面における方向は，前側，後側，右側，左側，頂部及び底部として記載する。インプラントの頂部及び底部は，ヒトの脊椎に移植したときに，それぞれ上側及び下側に対応する。「前側」とは，移植の間に挿入されるインプラントの前縁部を指す。「後側」とは，前側とは反対側の端部を指す。「右側」とは上側から見たインプラントの右側を，また，「左側」とは右側に対する反対側を指す。これら特定の方向性は例示的なものであり，本明細書に開示される実施例における方向性に関して使用される。

一実施例において，上側及び下側エンドプレートは，実質的に剛性的な生体適合性材料，例えばチタン又はその合金を含み，堆骨に隣接するエンドプレートが及ぼす負荷を装置本体に亘って分散させることができる。一実施例において，本体は，上下方向への弾性係数がエンドプレートよりも低い材料を含むことにより，隣接する堆骨間での骨の成長のために十分な量の安定化を達成するも，不当な応力シールドを防止するために十分な可撓性を有する。一実施例において，本体は，新たな骨の成長のための土台，例えば格子又は土台構造を提供する材料を含む。

本発明に係る独立したエンドプレート及び本明細書に開示する格子構造は，骨又は組織の体内成長のために利用可能なスペースを増大し，骨又は組織の付着面積を増大し，かつ，Ｘ線透過性を高めることが可能である。インプラントに本体よりも弾性係数の高いエンドプレートを設ければ，格子の構造的特性を損ないかねない表面変形に対する抵抗性をインプラントに与え，弾性係数の低い本体を使用可能とし，新たな骨の成長に対する負荷を増大することができる。新たな骨の成長への増大した負荷は，骨の成長を刺激し，より高強度の骨成長を生じさせる。エンドプレートと本体との間の特定の弾性係数比により，減少した表面変形と増大した骨負荷に利点を最適化できることが発見された。

本明細書に開示される独立したエンドプレートを備えるインプラント構造は，本明細書において，脊椎用の椎体間固定装置，椎体代用インプラント及び骨切除術用ウェッジを含む実施形態について記載されている。限定された数の実施形態のみを例示的に開示するが，独立したエンドプレートを備える構造は他種のインプラント，特に骨に付着するように構成された他のインプラントにも使用可能である。特に，独立したエンドプレートを備える構造は，新たな骨の成長に負荷を与える歯科用としても有益である。

後腰椎移植融合（以下，“ＰＬＩＦ”と称する。）用又は経椎腰椎移植融合（以下，“ＴＬＩＦ”と称する。）用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントにおけるエンドプレート間の間隔を示す右側面図である。 ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントにおけるインプラント前縁部と，エンドプレート間の間隔とを示す正面図である。 ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントにおける任意的なツール係合エリアを示す背面図である。 図４のＡＡ線により規定される平面で切断したＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの側部断面図であり，デバイスを通じてのエンドプレート間の間隔を示す。 ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート表面の例示的な形態を示す。 図６のＢＢ線により規定される平面で切断したＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの側部断面図であり，デバイスに亘ってのエンドプレート間の間隔を示す。 後腰椎移植融合（以下，“ＡＬＩＦ”と称する。）用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 ＡＬＩＦ用インプラントの展開斜視図であり，本体からのエンドプレートの隔離状態を示す。 ＡＬＩＦ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 ＡＬＩＦ用インプラントの背面図であり，任意的な後部ツール係合エリアを示す。 ＡＬＩＦ用インプラントの正面図であり，エンドプレートの相対的位置関係を示す。 ＡＬＩＦ用インプラントの側面図であり，これもエンドプレートの相対的位置関係を示す。 図１０のＣＣ線に沿って切断したＡＬＩＦ用インプラントの縦断面図である。 図１０のＤＤ線に沿って切断したＡＬＩＦ用インプラントの代替的な縦断面図である。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの展開斜視図であり，本体から分離させたエンドプレートを示す。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの背面図であり，任意的な後部ツール係合エリアを示す。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの正面図であり，エンドプレートの相対的位置関係を示す。 第２のＡＬＩＦ用インプラントの側面図であり，これもエンドプレートの相対的位置関係を示す。 図１８のＥＥ線に沿って切断した第２のＡＬＩＦ用インプラントの縦断面図である。 図１８のＦＦ線に沿って切断した第２のＡＬＩＦ用インプラントの代替的な縦断面図である。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの展開斜視図であり，本体から分離させたエンドプレートを示す。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの背面図であり，後部ツール係合エリアを備えない形態を示す。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの正面図であり，エンドプレートの相対的位置関係を示す。 第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの側面図であり，これもエンドプレートの相対的位置関係を示す。 図２６のＧＧ線に沿って切断した第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの縦断面図である。 第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの展開斜視図であり，本体から分離させたエンドプレートを示す。 第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 任意的な後部係合エリアを備える第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの背面図である。 第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの正面図であり，エンドプレートの相対的位置関係を示す。 第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの側面図であり，これもエンドプレートの相対的位置関係を示す。 図３３のＨＨ線に沿って切断した第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの縦断面図である。 代用椎体（以下“ＶＢＲ”と称する。）用インプラントの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 ＶＢＲ用インプラントの展開斜視図であり，本体から分離させたエンドプレートを示す。 ＶＢＲ用インプラントの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 ＶＢＲ用インプラントの背面図であり，後部ツール係合エリアを備えない形態を示す。 図３３のＨＨ線に沿って切断したＶＢＲ用インプラントの縦断面図である。 骨切除術用ウェッジの斜視図であり，本発明に係る装置の外部におけるエンドプレートの本体に対する形態を示す。 骨切除術用ウェッジの展開斜視図であり，本体から分離させたエンドプレートを示す。 骨切除術用ウェッジの頂面図であり，エンドプレート頂面の想定し得る形態と，後に提示される断面図の切断個所を示す。 骨切除術用ウェッジの背面図であり，後部ツール係合エリアを備えない形態を示す。 骨切除術用ウェッジの正面図であり，エンドプレートの相対的位置関係を示す。 骨切除術用ウェッジの側面図であり，これもエンドプレートの相対的位置関係を示す。 図４５のＩＩ線に沿って切断した骨切除術用ウェッジの縦断面図である。

多くの場合，骨への付着又は経時的な骨統合化が可能なインプラントを使用するのが望ましい。骨への付着又は骨統合化が有益であるインプラントには，例えば，頸椎，腰椎及び胸椎用の椎体間固定インプラント，椎骨代替品，骨切除術用ウェッジ，歯科用インプラント，骨幹，寛骨臼カップ，頭蓋顔面プレーティング，椎体代用インプラント及び骨折部プレーティングが含まれる。 多くの用途において，新たな骨に応力を負荷してその強度を高めることも望ましい。ヴォルフの法則によれば，骨は，それに負荷される応力に適応し，応力下の骨はより強く成長し，応力が負荷されない骨は脆弱化する。

幾つかの観点において，本明細書に開示するシステム及び方法は，骨統合性のために構成され，適切に応力の負荷された新たな骨の成長を刺激するインプラントに適用可能である。本発明の例示的なインプラントは，より強力な骨への付着及び／又はインプラント本体に亘っての骨の成長が望ましい状況下で，特に有用である。骨の成長が望ましいのが付着部のみ，又はインプラント全体に亘るものであっても，本発明は，機械的な間隔を提供し得るユニークな格子構造と，新たな骨の成長を支持するための土台と，骨の成長に生理的な力を付加可能とする弾性係数を採用している。その結果，本発明は，強度がより高く，より健全な骨を成長させ，より確実に付着可能であり，インプラントの骨統合化後に骨がより強化されたインプラントを提供する。

本明細書に開示される例示的な実施形態は，全部又は一部が格子を備えることができる。本明細書において格子とは，１つ又は相互に結合された複数の開口部を有する三次元材料を指，その開口部は流体を１つの開口部から他の場所まで流通可能とするものである。三次元材料とは，三次元空間（高さ，幅及び長さを有する）を満たす材料を指す。格子は多くの手法で構成することができ，これには各種の幾何学的形状の繰り返し，又はランダム形状の繰り返しによって，相互接続された開口部を有する材料を形成する手法が含まれる。格子における開口部は，三次元材料の境界内部においてその材料の存在しないエリアである。従って，格子の三次元境界内部には，材料の体積と，その材料の存在しない体積が存在する。

格子の構造を形成する材料は，主材料と称される。格子の構造は，何らかの目的のための構造的支持機能を必須とするものではなく，むしろ格子を形成する開口部及び相互結合部の形態を指すものである。格子の開口部は，空隙とし，基体で満たし，液体で満たし，固体で満たし，又は流体及び／又は固体で部分的に満たすことができる。開口部に関して相互結合部は，主材料が存在せず，少なくとも２つの開口部をリンクさせるエリアを指す。相互結合部は，一方の開口部から他方に向けて流体を流せるように構成することができる。

格子はその体積密度によって規定され，体積密度は所与の三次元材料についての主材料の体積と空隙の体積の比を百分率で表したものである。空隙の体積は，三次元材料の境界の体積と，主材料の体積の差である。空隙の体積は，開口部の体積，相互結合部の体積及び／又は存在する他の材料の体積を含むことができる。例えば，体積密度が３０％の格子は，３０体積％の主材料と，ある体積に亘る７０体積％の空隙を含む。体積密度が９０％の格子は，９０体積％の主材料と，ある体積に亘る１０体積％の空隙を含む。体積密度が５０％未満の三次元材料において，主材料の体積は空隙の体積よりも小さい。体積密度は空隙の体積を表すものであるが，空隙は空のままとしておく必要はなく，移植の間又は移植後に，全部又は一部が流体又は固体で満たされる構成とすることができる。

幾何学的パターンの繰り返しを備える格子は，単位セルの繰り返しの特性を使用するものと言うことができる。幾何学的格子の繰り返しにおける単位セルは，繰り返しによって格子を形成することのできる三次元形状である。各単位セルは，主材料の所定体積と空隙の所定体積，すなわちスポット体積密度を備える。スポット体積密度は，部分的な単位セル又は複数の単位セルをカバーする場合がある。ほとんどの場合，スポット体積密度は材料の体積密度と一致するが，状況によってはスポット体積密度を局所的に増減させるのが望ましい場合がある。単位セルは，多数の形状又は構造として構成することができ，一般的に単位セル形状に基づいて記載する。単位セルは，幾つか又は全てのエリアにおいて相互結合し，幾つか又は全てのエリアにおいて相互結合されず，幾つか又は全てのエリアにおいて均一な寸法を有し，あるいは幾つか又は全てのエリアにおいて不均一な寸法を有することができる。本明細書に開示される幾何学的パターンの繰り返しを使用する実施形態において，単位セルは，単位セルの各辺を画定し，かつ，単位セル周りでのノードにおいて相互に結合される多数のストラットにより規定することができる。このように規定される単位セルは，複数の単位セル間で特定のストラットを共有可能であり，その場合には２つの単位セルは両者に共通のストラットにより規定される共通の壁を共有することがある。本明細書に開示される幾何学的パターンの繰り返しを使用する実施形態において，単位セルは，ノードと，ノードから半径方向に延在する多数のストラットとで規定することができる。そのような単位セルは，構造全体に亘って同一又は実質的に特異であり，構造全体に亘ってクラスタ，層又はその他の形態にグループ化することができる。

本明細書では，例示的な実施形態を記述するために体積密度を使用しているが，他の指標，例えばセル寸法，ストラット寸法又は剛性を使用してこれらを記載することもできる。セル寸法は複数の方法で規定することができ，これには，例えば，セル直径及びノード体積が含まれる。ストラット寸法は複数の方法で規定することができ，これには，例えば，ストラット長さ及びストラット径が含まれる。

幾何学的パターンの繰り返しは，予測可能な特性が得られるため，インプラント内に収めされる格子に使用するために有益である。格子の単位セルとして多種の反復的な幾何学的パターンを使用することができる。これには，例えば，ひし形十二面体，ダイヤモンド，十二面体，四角形，五角形，六角形，八角形，sctet struts, trunic octa, 対角ストラット，他の既知の幾何学的構造，並びに各幾何学的形態に丸み付け，補強，脆弱化又は簡略化を施したバージョンが含まれる。

格子は，構造的要素又は非構造的要素としてインプラント内に含めることもできる。構造的用途における格子は，本明細書において，構造格子，負荷支持格子又は応力印加格子と称する。幾何学的形状，特にひし形十二面体の単位セルの繰り返しは，強度対重量比が高いため，構造格子における使用に良く適合する。構造格子用途において，格子の強度及び弾性係数は，体積密度によって近似させることができる。体積密度が増加すれば，強度及び弾性係数も増加する。

格子は，骨又は組織の成長を支持するように構成される場合に，土台と称することができる。格子は，一般的には，三次元材料内に配置される開口部及び相互結合部の寸法を制御することにより，足場として構成される。土台は，インプラントの表面上で使用する場合に，隣接する骨をインプラントに付着可能とする骨統合化を行うことができる。土台は，骨を単なる表面付着の場合よりも更に成長させる経路を形成するように構成することもできる。表面付着用の土台は，本明細書において，表面土台と称する。表面土台は，１つ又は複数の単位セルの深さを有することができるが，インプラントの体積を貫通するものではない。単なる表面付着を超える内植の支持を意図するインプラントは，本明細書において，バルク足場と称する。

格子に関連する構造は，閉鎖セル材料である。閉鎖セル材料は，三次元的材料の境界内に開口部が収められる点で格子と類似しているが，閉鎖セル材料は一般的に開口部間における相互結合部を欠如するものである。閉鎖セル構造は，複数の方法を使用して達成することができ，これには特定のセルの充填や，単位セルにおけるストラット間に固体壁を使用することが含まれる。閉鎖セル構造は，セル状構造とも称することができる。ある部分で格子であると共に，他の部分では閉鎖セル材料である材料を使用することが可能である。開口部間における特定の相互結合部にもについて格子である閉鎖セル材料を使用することもでき，その逆も同様である。本明細書は格子について着目しているが，本明細書に開示される構造及び方法は，本発明の技術的範囲内において，閉鎖セル構造にも容易に適用することができる。

本発明において使用する格子は，広範な材料及びプロセスから製造することができる。骨成長のための土台として使用する場合，格子は，骨を材料に対して直接的に，又は生理活性表面処理剤を介して付着可能とする生体適合性材料で構成するのが望ましい。一実施例において，土台は，移植可能な金属で構成される。移植可能な金属には，例えば，ジルコニウム，ステンレス鋼（３１６及び３１６Ｌ），タンタル，ニチノール，コバルトクロム合金，チタン及びタングステン，並びにこれらの合金が含まれる。移植可能な金属で構成される土台は，付加的金属成形法又は３Ｄ印刷プロセスにより製造することができる。適当な製造プロセスには，例えば，直接的な材料レーザー焼結法，選択的なレーザー焼結法，電子ビーム溶融法，積層体製造法及び指向性エネルギー堆積法が含まれる。装置本体に使用する材料は，エンドプレートに使用される材料とは異なる材料で構成することができる。

他の実施形態において，本発明の格子は，生理活性コーティングを施した移植可能な金属で構成される。生理活性コーティングは，非限定的ではあるが，骨成長を加速するコーティング，抗血栓形成性コーティング，抗菌性コーティング，疎水性又は親水性コーティング，並びに血液恐怖症，スーパー血液恐怖症又は血友病用のコーティングが含まれる。骨成長を加速するコーティングは，例えば，リン酸カルシウム，ハイドロキシアパタイト（ＨＡ），ケイ酸塩ガラス，幹細胞誘導体，骨形成タンパク質，チタンプラズマスプレー，チタン製ビード及びチタン製メッシュが含まれる。抗血栓形成性コーティングには，例えば，低分子質量のフルオロオリゴマーが含まれる。抗菌性コーティングには，例えば，銀，オルガノシラン化合物，ヨウ素及び窒化ケイ素が含まれる。スーパー血液恐怖症用のコーティングには，フッ化ナノチューブが含まれる。

他の実施形態において，格子は，生理活性コーティングを任意的に有するチタン合金で構成される。とりわけ，Ｔｉ６Ａｌ４Ｖエリー材（米国試験材料協会のＡＳＴＭ規格Ｆ１３６）は，土台用として特に好適なチタン合金である。高練度Ｔｉ６Ａｌ４Ｖ エリー材は，工業規格に適合する医療用チタン合金であるが，本発明の各種実施形態のためには他のチタン合金，例えば非合金チタン（ＡＳＴＭ規格Ｆ６７），標準グレードのＴｉ６Ａｌ４Ｖ（ＡＳＴＭ規格Ｆ１４７２），高練度Ｔｉ６Ａｌ７Ｎｂ（ＡＳＴＭ規格１２９５），高練度Ｔｉ５Ａｌ２．５Ｆｅ（英国規格協会／国際標準化機構パート１０），標準グレードのＣＰ及びＴｉ６Ａｌ４Ｖ粉末（ＡＳＴＭ規格Ｆ１５８０），高練度Ｔｉ１３Ｎｂ１３Ｚｒ（ＡＳＴＭ規格Ｆ１７１３）や，低モジュラス高練度のＴｉ−２４Ｎｂ−４Ｚｒ−８Ｓｎ及びＴｉ１２Ｍｏ６Ｚｒ２Ｆｅ（ＡＳＴＭ規格Ｆ１８１３）が適切であり得る。

チタン合金は，生体適合性を有し，骨の付着を可能とするために，土台として適当な材料である。各種の表面処理をチタン合金に施して，骨の付着レベルを増減することができる。骨は研磨されたチタンにも付着するが，表面組織を有するチタンはより強力な骨の付着を可能とする。チタンに対する骨の付着強化方法は，鍛造や切削プロセス，サンドブラスト，ＲＢＭ粗面化，酸エッチング等により，又は生理活性コーティングにより実行することができる。付加的金属成形又は３Ｄ印刷プロセス，例えば直接レーザー焼結により製造されたチタン部品は，酸の浴で処理すれば，表面応力集中部を減少し，表面トポロジ―を正規化し，表面酸素層を改善すると共に，表面粗さを維持して骨の付着を促進することができる。

更に，チタン又はその他の合金は，ヘパリン，ヘパリン硫酸（ＨＳ），グリコサミノグリカン（ＧＡＧ），コンドロイチン４硫酸（Ｃ４Ｓ），コンドロイチン６硫酸（Ｃ６Ｓ），ヒアルロン酸（ＨＹ），あるいは水性カルシウム溶液を含むか又は含まないその他のプロテオグリカンを使用して処理することができる。このような処理は，材料がその成形前形態（往々にして粉末）にある間に，又は構造の成形後に実行することができる。

広範な構造，材料，表面処理法及びコーティングについて上述したが，ひし形十二面体（以下，“ＲＤＤ”と称する。）の単位セルの組み合わせを使用する格子によれば，剛性，強度，疲労抵抗及び骨の内植状態の好適な組み合わせが得られるものと確信される。一実施形態において，ＲＤＤ格子の繰り返しは，チタン又はチタン合金で構成される。一実施形態は，１４の頂点と会合する２４のストラットを備えるＲＤＤ単位セルの繰り返しを備える。この場合，２４のストラットが構造における１２の平面を画定し，各平面は鋭角が７０．５°，鈍角が１０９．５°である同一のひし形であり，各平面の中心には単位セル内部から単位セル外部への流通を許容する開口部又は中心空隙が配置されるＲＤＤ単位セルの中心には，略球形の開口部，すなわち中心空隙が配置される。従って，各ＲＤＤ単位セルは，単位セルの外部に向けて中心空隙及び１２の相互結合部を有することができる。格子構造の中心に向けて配置される場合，ＲＤＤ単位セルにおける１２の相互結合部は，１２の異なる隣接単位セルに結合することができ，これにより格子を通しての連続経路が形成される。

一実施形態において，単位セルを１つ又は複数の方向に伸長させれば，特性が異方性を有する格子を形成することができる。単位セルを伸長させると，これにより一般的には，伸長方向に対して直角な方向における弾性係数が減少する。伸長方向における弾性係が増加する。セルは，相互結合部，開口部及び中心空隙（存在する場合）内における新たな骨の成長方向に対して直角な方向に伸長させるのが好適である。セルを所望の弾性係数減少方向に対して直角な方向に伸長させれば，伸長方向における剪断強度を増加させることができ，構造的土台を設計する際に望ましい品質セットを提供することができる。この効果は，土台の剛性を共変させることにより増減させることができ，これにより１つ又は複数の方向における変化が可能となる。

図１は，独立したエンドプレート構造を有するＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの例示的な第１実施形態の斜視図である。ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10は，隣接する２つの椎骨の間に挿入することができ，その場合には隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に骨成長を促進する機械的安定性を与え，椎骨を経時的に互いに融合可能とする。

ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10は，ＰＬＩＦ用インプラント又はＴＬＩＦ用インプラントとして記載することができる。これは，ＰＬＩＦ用インプラント及びＴＬＩＦ用インプラントがしばしば非常に類似しており，時として互いに区別することができないからである。ＰＬＩＦ用インプラントと比較して，ＴＬＩＦ用インプラントは（前後方向で）僅かに長く，横方向に湾曲を有することがある。ＰＬＩＦ用インプラントは，一般的に直線的な後部アプローチで移植され，ＴＬＩＦ用インプラントは一般的に後部方向及び横方向の間の角度をもって移植される。ＰＬＩＦ用インプラント及びＴＬＩＦ用インプラントは，何れも脊柱前湾部を有する場合がある。椎体間融合装置10は，主にＰＬＩＦ用インプラントとして記載されているが，これは，変更を要することなく，又はＴＬＩＦ用インプラントにおける共通の特徴を付加して，ＴＬＩＦ術においても使用することができる。

ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート11，下側エンドプレート12及び本体13を備えることができる。上側及び下側エンドプレート11, 12は，上下方向における弾性係数が本体13よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体13は，上下方向における弾性係数が上側及び下側エンドプレート11, 12よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。本明細書において「独立」とは，物理的な結合を欠如すると言うよりも，面又は体積が相対移動可能である属性を指す。例えば，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12を本体13の対向面に取り付ければ，上側及び下側エンドプレート11, 12を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体13の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，他の構造により同様の独立性を付与することもできる。他の構造には，例えば，エンドプレート間のばね部材や，エンドプレート自体とは異なる弾性係数を提供する他の機構が含まれる。

本体13は，好適には，隣接する堆骨間で機械的なスペースを形成すると共に，堆骨間での適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート11, 12よりも弾性係数が低い本体13を使用すれば，新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート11, 12の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体13の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体13の上面又は下面を凹陥させる事態を低減することができる。一実施例において，エンドプレート11, 12は，エンドプレート11, 12を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯20を使用する。リッジ20は，エンドプレート11, 12から本体13の表面まで延在し，その表面は装置の上面及び下面まで延在する。エンドプレート111, 112は，本体113に作用する負荷を分散させると共に椎体間融合装置10を隣接する椎骨に係止するのみならず，骨の付着を可能とし，椎体間融合装置10と隣接する椎骨との間における機械的安定性を付与し得るものである。

ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン14を，垂直な骨融合及び任意的な観察用ウィンドウ15として提供する。融合又は観察用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン14を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ14, 15として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10における下側エンドプレート12は，外科手術の間に手術器具を装置10に結合可能とするための剛性セクション16を備えることができる。一実施例において，剛性セクション16は，ネジ付きロッドを受け入れて装置10を容易に配置可能とするためのネジ付き開口部17を備える。ネジ付き開口部17の何れかの側には，ネジ付きロッド上でスタビライザが使用される場合に，そのスタビライザを受け入れる構成とした空隙を配置することができる。ネジ付き開口部17は，装置10を位置決めするための適当な量をてこ入れ可能とするものであるが，装置10を空隙21内に接触させるための設置器具上に２つのスタビライザを追加すれば，挿入の間に外科医が装置を回転させる範囲が拡大可能である。剛性セクション16は，右側結合アーム18及び左側結合アーム19によって下側エンドプレート12に結合することができる。一実施例において，剛性セクション16，右側結合アーム18，左側結合アーム19及び下側エンドプレート12は，単一材料片で構成される。同一目的を達成するために各種の構成を使用し得ることは，言うまでもない。一実施形態において，剛性セクション16は，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12の何れかに対して直結されない構成とされる。

上側及び下側エンドプレート11, 12は，その材料に対して直接的な，又は生理活性表面処理を通じての骨の付着を可能とする生体適合性材料で構成することができる。一実施形態において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，移植可能な金属で構成される。他の実施例において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，チタン又はその生理活性コーティングとの合金で構成されてエンドプレートに強度を付与する。他の実施例において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，商業的に高純度のチタン又はその生理活性コーティングとの合金で構成されてエンドプレートに強度を付与する。

上側及び下側エンドプレート11, 12は，骨の内植を可能とすると共にポイント荷重を支持するエンドプレートの特性を維持する格子又は土台で構成することができる。上側及び下側エンドプレート11, 12を格子又は土台で構成する場合，これらは体積密度で規定することができる。上側又は下側エンドプレート11, 12の体積密度は，エンドプレート内のルーメンの体積を含まないエンドプレート自体の体積に基づくものである。一実施形態において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，体積密度が６０％〜１００％であるチタン又はその合金で構成される。一実施例において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，体積密度が８０％〜１００％であるチタン又はその合金で構成される。他の実施例において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，体積密度が７０％〜９０％であるチタン又はその合金で構成される。他の実施例において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，体積密度が６０％〜６４％であるチタン又はその合金で構成される。一実施形態において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，積密度が６０％未満であるチタン又はその合金で構成される。

エンドプレート11, 12について選択される体積密度及び材料は，本体の弾性係数に適合する弾性係数を有するエンドプレートが形成されるように変更することができる。一実施形態において，エンドプレートの弾性係数は，隣接する骨の剛性に基づいて選択される。ほとんどの患者の場合，骨の弾性係数は１５．２〜２０．７ＧＰａである。エンドプレート11, 12の弾性係数を選択する場合，患者の実際の皮質骨の弾性係数を使用することができ，患者の年齢及び医療履歴に基づく近似値を使用することもできる。一実施形態において，エンドプレート11, 12の弾性係数は，患者の骨における皮質層の弾性係数よりも低めとすることができる。特定の外科手術において，移植部位における患者の皮質骨の一部を除去することにより，エンドプレート11, 12の弾性係数を皮質骨の弾性係数よりも減少させるのが有益な場合がある。一実施形態において，エンドプレートは，患者の皮質骨の弾性係数よりも低い弾性係数を有するのが望ましい場合がある。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート11, 12は，弾性係数が１０ＭＰａ〜１３０ＧＰａである格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが格子を備え，格子の弾性係数が１０ＭＰａ〜５ＧＰａ，３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａで一実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。換言すれば，格子は，チタン又はその合金を含有する土台を備える。この実施形態において，所与の範囲内において低い弾性係数を有するエンドプレート又は本体は，骨質が悪い患者や，骨粗しょう症の患者への使用に有益であり得る。

一実施形態において，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12は，同一材料で構成され，同一の体積密度及び格子構造を有する。他の実施形態において，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12は，異なる材料，体積密度及び／又は格子構造とされている。上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12は，隣接する骨の強度及び組成が対応するエンドプレートに近接する部位で異なる場合において，異なる物理的特性を有するのが望ましい場合がある。

一実施例において，本体13は，骨成長のための土台となる移植可能材料で構成される。他の実施例において，本体13は，任意的な生理活性コーティングを有するチタン又はその合金で構成される。他の実施例において，本体13は，任意的な生理活性コーティングを有する商業的な高純度チタン又はその合金で構成される。本体13は，好適には，エンドプレート11, 12間の機械的スペースを形成する格子構造で構成される。体13は，より好適には，体積密度が５％〜５０％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。一実施形態において，本体13は，体積密度が５％〜１０％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。より低い体積密度とする一実施形態において，本体13は，体積密度が１０％〜１８％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。一実施形態において，本体13は，体積密度が１８％〜２５％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。一実施形態において，本体13は，体積密度が２５％〜３５％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。一実施形態において，本体13は，本体13は，体積密度が３５％〜５０％であるチタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造を備える。本明細書に開示される好適な体積密度は，チタン又はその合金を含有する反復的なＲＤＤ土台構造から構成される本体13を対象とするものであり，異なる材料又は異なる格子構造に適合させるために本発明の技術的範囲内において適宜に調整し得るものである。

一実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が８〜１２ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が１〜５ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が２〜４ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３〜９ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が１０ＭＰａ〜３００ＭＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３００ＭＰａ〜２ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３００ＭＰａ〜４ＧＰａであるチタン又はその合金を含有する格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が，隣接する骨の上下方向における弾性係数と実質的に類似するチタン又はその合金を含有する格子を備える。

上下方向における目標とする弾性係数を得るため，本体13における格子構造の形状及び／又は体積密度は，特定の材料又は材料の弾性係数に適合するように選択することができる。本体13のために任意の移植可能な材料を使用することができるが，格子構造の形状及び材料の体積密度は，必要とされる弾性係数を有する本体が形成されるように変更する必要があり得る。例えば，何れも体積密度は１００％である場合にチタン合金よりも体積密度が低い材料は，同様の弾性形数を有する本体を得るために，より高い体積密度となるように，又は構造の弾性係数を高めるように改質する必要がある。

材料の格子構造及び体積密度を適合させれば，任意の移植可能材料が本体13のために適当となり得る。一実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が８〜１２ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が１〜５ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が２〜４ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３〜９ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が１０ＭＰａ〜３００ＭＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３００ＭＰａ〜２ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が３００ＭＰａ〜４ＧＰａである移植可能な格子を備える。他の実施例において，本体13は，上下方向における弾性係数が隣接する骨の上下方向における弾性係数と実質的に類似する移植可能な格子を備える。しばしば，移植可能な金属が本体13として適当な材料であるが，同様な弾性係数を有し，及び／又は骨の内植能力を有する他の材料も使用可能である。これには，例えば，多孔質構造を有するガラスセラミクスが含まれる。

任意的に，本体13は，１つ又は複数のエリアにおいて1種又は複数種の生理活性コーティングで処理することにより，特定の反応を促進することができる。例えば，本体13は，任意的に，例えばＨＡコーティング等の生理活性コーティングで処理することにより，骨の成長を促進することができる。

本体13の体積密度は，特定の方向における装置の機械的安定性を調整するために変更することができる。一実施例において，本体13は，装置10の前部及び後部において，より高い弾性係数を有する。一実施例において，装置の後部とルーメン14の後壁との間のエリア，並びに装置の前部とルーメン14の前壁との間のエリアは８〜１２ＧＰａの弾性率を有し，本体の残部は４〜８ＧＰａの弾性率を有する。一実施例において，本体13は，装置の中央部において，前部及び後部に向かうエリアにおけるよりも高い弾性率を有する構成とするのが望ましい場合がある。装置のエッジ部に向けてのエリアに弾性率が低ければ，特にインプラントのエッジ部が堆骨エンドプレート内への沈下リスクが高い場合，又はインプラントが椎間板に対して小さすぎる場合に，椎骨エンドプレート内における応力集中を減少することができる。装置御中央部に向けてより低い弾性率を使用すれば，椎骨エンドプレートにおけるより軟質の中央部への圧力を低下させることができる。これは，低骨質の患者において，インプラントのエッジ部がより強度の高い椎体の環状部に休止させ得る点で有益である。本体の弾性係数は，本体13のパラメータを変更することにより調整することができる。本体13が反復的幾何学パターンの金属製格子を備えていれば，単位セルのパラメータを局所的に修正して当該エリアにおける弾性係数を変更することができる。強度及び弾性係数を高めるための方法には，例えば，単位セルストラットの直径増加，単位セルノードの寸法増加，ＨＩＰ等の事後処理による材料粒子の均一化，レーザー印刷特性の修正による層間接着強度の制御，並びにエッチングプロセスによるクラック伝播サイトの減少が含まれる。逆の修正を行えば，一般的には弾性係数が低下する。

ルーメン14及びウィンドウ15は，任意的に，本体13と実質的に同一材料よりなる格子又は土台で満たすことができる。ルーメン14及びウィンドウ15は，任意的に，本体13とは異なる体積密度，主材料及び／又は単位セル構造の格子又は土台で満たすことにより，骨成長プロセスの影響を及ぼすこともできる。

図２は，ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10の右側面図である。ある変形例において，左側面図は右側面図に対して鏡像的である。ある変形例において，左側面図及び右側面図は必ずしも鏡像的ではない。右側からは，上側エンドプレート11，下側エンドプレート12及び本体13が視認可能である。リッジ20は，上側及び下側エンドプレート11, 12上における装置10の上下両面に配置され，上下両面に向けて延在する本体13の部分にも配置されている。リッジ20は，特定の用途に応じて偏向することができ，隣接する椎骨のエンドプレートに対して装置10を機械的に安定化させるために各種のリッジ又は表面パターンを使用し得ることは言うまでもない。

一実施例において，ウィンドウ15は，側面から見ることができ，装置を通して延在する。この実施例は，丸み付けされたコーナー部を有し，形状が装置を通じて実質的に同一の矩形開口部を示すものであるが，他の融合ウィンドウ形状も効果的に使用することができる。剛性セクション16は，右側結合アーム18，左側結合アーム19及び下側エンドプレート12を含む一体片として形成することができる。左側結合アーム19は，右側結合アーム18と実質的に同一の形状とすることができる。

図３は，椎体間融合装置の正面図である。正面からは，上側エンドプレート11，下側エンドプレート12及び本体13が視認可能である。上側及び下側エンドプレート11, 12は，装置の前側に向けてテーパーを付すことができる。このテーパーのため，図３においては上下両面に向けて延在する本体の部分も視認可能である。装置10の側面も装置の前部に向けてテーパーが付されており，従ってウィンドウ15への開口部も正面から視認可能である。ルーメン14のための開口部も，リッジ20に隣接して正面から視認可能である。

図４は，ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの背面図である。背面からは，上側エンドプレート11，下側エンドプレート12及び本体13が視認可能である。剛性セクション16は背面側に対面させ，これにより装置の患者への移植を補助することができる。剛性セクション16の位置は，装置を挿入すべき位置に基づいて変更することができる。図４において，符号“Ａ”で示す点の間の直線は，図５の断面を規定するものである。

図５は，本発明に係る椎体間融合装置の例示的な第１実施形態を示す縦断面図である。図５の断面図において，装置は，装置の中心線に沿って垂直に切断した場合に，装置を前方から後方に向けて見て右側から示されている。

図５の断面図は，上側エンドプレート11，下側エンドプレート12，本体13及び剛性セクション16を切断するものである。この実施例において，上側エンドプレート11は本体13の頂部に結合され，下側エンドプレートは本体の底部に結合され，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12間は結合されていない。上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12間の直接的かつ剛性的な結合が存在しないことにより，これらは互いに独立して，大部分が本体13の物理的特性に基づいて移動可能である。本実施例は，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12間が直結されない場合に，隣接する椎骨に付与される機械的な安定性の大部分を本体13の物理的特性によって規定可能とするものである。上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート11, 12間を直結すれば構造的剛性を調整することができる。

前述したように，エンドプレート11, 12の独立性を達成する他の構造を採択することもでき，これには，例えば，エンドプレート11, 12を相対移動させるためのバネ又は部材が含まれる。一実施形態において，本体は，エンドプレート11, 12の独立性を達成し得る構造と置換することができる。一実施形態において，エンドプレートの体積密度は本体の体積密度よりも高く，従って本体の特性がインプラントの特性において支配的である。

図５において，ルーメン14はその中心に沿って縦断されており，従ってルーメン14の左側壁が視認可能である。この実施例において，ウィンドウ15は本体13の両側を通過するものであり，従って装置10の左側を通過する部分が視認可能である。剛性セクション16は，左右の結合アーム18, 19により下側エンドプレート12に結合されており，これらの結合アームは図５では視認できない。結合アームは，本例において，装置10の外面側に沿って延在するが，椎骨融合ウィンドウ14まで延在するものではない。

図６は，ＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント10の例示的な第１実施形態の頂面図である。一実施例において，底面図は頂面図の鏡像とすることができるが，他の実施例において，頂面図及び底面図は互いに非鏡像的であり得る。頂部からは，上側エンドプレート11及び本体13が視認可能である。図６は，ルーメン14の方位及び形状が明確に示すものである。ルーメン14は，上下方向で同一寸法の楕円形状開口部として示されているが，ルーメンは他の形状とすることもできる。この実施例において，上面まで延在する本体13の部分は上側エンドプレート11の上面と共面的であり，従って上側エンドプレート11のリッジ20は本体13の表面まで延在する。図６において，符号“Ｂ”で示す点の間の直線は，図７の断面を規定するものである。

図７は，椎体間融合装置10の代替的な縦断面図である。図７の断面図において，装置は，装置を頂部側又は後部側から見た場合に装置の中心線の右側に対して垂直に（ＢＢ線に沿って）切断したときの右側から示されている。

図７の断面図は，上側エンドプレート11，下側エンドプレート12，本体13，剛性セクション16及び右側結合アーム18を通して切断したものである。この断面は，ルーメン14（図７には示されていない）と装置10の右側との間で中心線の右側に向けて作図されている。この断面図に明示される通り，上側エンドプレート11及び下側エンドプレート12は本体13のみに結合されており，エンドプレート11, 12間の直接的かつ剛性的な結合は存在していない。エンドプレート11, 12間の直接的かつ剛性的な結合が存在していないため，本体13の物理的特性が，隣接する椎骨に付与される機械的安定性のレベルを規定する。エンドプレート11, 12が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート11, 12を直結して構造体特性を調整することもできる。この実施例において，ウィンドウ15は本体13の両側を通過しており，装置10の右側を通過する部分が視認可能である。剛性セクション16を下側エンドプレート12に結合する右側結合アーム18は，図７では破断されている。エンドプレート11, 12及び本体13のための弾性係数範囲について上述したが，本体の弾性係数から割り出された弾性係数を有するエンドプレートを使用すれば，骨に対する負荷が増加する利点を提供することができ，その際に材料の強度特性を損ないかねないインプラントの表面変形が生じることはない。エンドプレート及び本体の弾性係数範囲は，本明細書において後述する表及び数式に基づいて狭め，かつ選択することができる。

図８〜１５は，独立したエンドプレート構造を有するＡＬＩＦ用インプラント130を示す。ＡＬＩＦ用インプラント130は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に，骨の成長を促進する十共に椎骨を経時的に融合可能とする機械的安定性を付与するものである。ＡＬＩＦ用インプラント130は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート111，下側エンドプレート112及び本体113を備えることができる。上側及び下側エンドプレート111, 112は，上下方向における弾性係数が本体113よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体113は，上下方向における弾性係数が上側及び下側エンドプレート111, 112よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図８は，ＡＬＩＦ用インプラント130の斜視図であり，本体113に対するエンドプレート111, 112の独立構成を示す。図９は，ＡＬＩＦ用インプラント130の展開斜視図であり，本体113から分離したエンドプレート111, 112を示すと共に，本例ではエンドプレート111, 112間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート111, 112が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート111, 112間を直結して構造特性を調整することもできる。図１０は，ＡＬＩＦ用インプラント130の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＣＣ線及びＤＤ線を特定するものである。図１１は，ＡＬＩＦ用インプラント130の背面図であり，任意的な後部の工具係合エリアを示すものである。図１２は，ＡＬＩＦ用インプラント130の正面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図１３は，ＡＬＩＦ用インプラント130の側面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図１４は，ＡＬＩＦ用インプラント130の縦断面図であり，図１０におけるＣＣ線に沿って切断したものである。図１４は，ＡＬＩＦ用インプラント130の代替的な縦断面図であり，図１０におけるＤＤ線に沿って切断したものである。これらの縦断面図は，エンドプレート111, 112が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート111及び下側エンドプレート112は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート111及び下側エンドプレート112を本体113の対向面に取り付ければ，エンドプレート111, 112を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体113の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体113は，好適には，隣接する堆骨間で機械的なスペースを形成すると共に，堆骨間での適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート111, 112よりも弾性係数が低い本体113を使用すれば，新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート111, 112の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体113の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体113の上面又は下面を凹陥させる事態を低減することができる。一実施例において，エンドプレート111, 112は，エンドプレート111, 112を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯120を使用する。リッジ120は，エンドプレート111, 112から本体113の表面まで延在し，その表面は装置の上面及び下面まで延在する。エンドプレート111, 112は，本体113に作用する負荷を分散させると共に椎体間融合装置130を隣接する椎骨に係止するのみならず，骨の付着を可能とし，椎体間融合装置と隣接する椎骨との間における機械的安定性を付与し得るものである。

椎体間融合装置130は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン114を，垂直な椎骨融合用ウィンドウとして提供する。融合用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン114を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ14, 15として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

ＡＬＩＦ用インプラント130における下側エンドプレート112は，外科手術の間に手術器具を装置130に結合可能とするための剛性セクション116を備えることができる。一実施例において，剛性セクション116は，ネジ付きロッドを受け入れて装置130を容易に配置可能とするためのネジ付き開口部117を備える。ネジ付き開口部117の何れかの側には，ネジ付きロッド上でスタビライザが使用される場合に，そのスタビライザを受け入れる構成とした空隙121を配置することができる。ネジ付き開口部117は，装置130を位置決めするための適当なてこ入れ量を提供するものであるが，装置130を空隙121内に接触させるための設置器具上に２つのスタビライザを追加すれば，挿入の間に外科医が装置を回転させる範囲が拡大可能である。剛性セクション116は，エンドプレート111. 112及び／又は本体113に結合することができる。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート111, 112は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成することができる。装置の実施形態には，エンドプレート111, 112が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６０〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体113は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体113が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート111, 112は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体113は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体１１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体113は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

図１６〜２３は，独立したエンドプレート構造を有する第２のＡＬＩＦ用インプラント230を示す。第２のＡＬＩＦ用インプラント230は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に，骨の成長を促進する十共に椎骨を経時的に融合可能とする機械的安定性を付与するものである。第２のＡＬＩＦ用インプラント230は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート211，下側エンドプレート212及び本体213を備えることができる。上側及び下側エンドプレート211, 212は，上下方向における弾性係数が本体213よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体213は，上下方向における弾性係数が上側及び下側エンドプレート211, 212よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図１６は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の斜視図であり，本体213に対するエンドプレート211, 212の独立構成を示す。図１７は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の展開斜視図であり，本体213から分離したエンドプレート211, 212を示すと共に，本例ではエンドプレート211, 212間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート211, 212が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート211, 212間を直結して構造特性を調整することもできる。図１８は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＥＥ線及びＦＦ線を特定するものである。図１９は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の背面図であり，任意的な後部の工具係合エリアを示すものである。図２０は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の正面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図２１は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の側面図であり，これもエンドプレートの相対的な位置を示すものである。図２２は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の縦断面図であり，図１８におけるＥＥ線に沿って切断したものである。図２３は，第２のＡＬＩＦ用インプラント230の代替的な縦断面図であり，図１８におけるＦＦ線に沿って切断したものである。これらの縦断面図は，エンドプレート211, 212が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート211及び下側エンドプレート212は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート211及び下側エンドプレート212を本体213の対向面に取り付ければ，エンドプレート211, 212を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体213の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，前述した他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体213は，好適には，隣接する堆骨間で機械的なスペースを形成すると共に，堆骨間での適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート211, 212よりも弾性係数が低い本体213を使用すれば，新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート211, 212の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体213の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体213の上面又は下面を凹陥させる事態を低減することができる。一実施例において，エンドプレート211, 212は，エンドプレート211, 212を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯220を使用する。リッジ220は，エンドプレート211, 212から本体213の表面まで延在し，その表面は装置の上面及び下面まで延在する。エンドプレート211, 212は，本体213に作用する負荷を分散させると共に椎体間融合装置230を隣接する椎骨に係止するのみならず，骨の付着を可能とし，椎体間融合装置と隣接する椎骨との間における機械的安定性を付与し得るものである。

椎体間融合装置230は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン214を，垂直な椎骨融合用ウィンドウとして提供する。融合用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン214を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ214, 215として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

ＡＬＩＦ用インプラント230における下側エンドプレート112は，外科手術の間に手術器具を装置230に結合可能とするための剛性セクション216を備えることができる。一実施例において，剛性セクション216は，ネジ付きロッドを受け入れて装置230を容易に配置可能とするためのネジ付き開口部217を備える。ネジ付き開口部217の何れかの側には，ネジ付きロッド上でスタビライザが使用される場合に，そのスタビライザを受け入れる構成とした空隙221を配置することができる。ネジ付き開口部217は，装置230を位置決めするための適当なてこ入れ量を提供するものであるが，装置230を空隙221内に接触させるための設置器具上に２つのスタビライザを追加すれば，挿入の間に外科医が装置を回転させる範囲が拡大可能である。剛性セクション216は，エンドプレート211. 212及び／又は本体213に結合することができる。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート211, 212は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成することができる。装置の実施形態には，エンドプレート211, 212が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６４〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体213は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体213が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート211, 212は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体213は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体2１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体213は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。一実施例において格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

図２４〜３０は，独立したエンドプレート構造を有する第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310を示す。第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に，骨の成長を促進する十共に椎骨を経時的に融合可能とする機械的安定性を付与するものである。第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート311，下側エンドプレート312及び本体313を備えることができる。上側及び下側エンドプレート311, 312は，上下方向における弾性係数が本体313よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体313は，上下方向における弾性係数が上側及び下側エンドプレート311, 312よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図２４は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント330の斜視図であり，本体313に対するエンドプレート311, 312の独立構成を示す。図２５は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント330の展開斜視図であり，本体313から分離したエンドプレート311, 312を示すと共に，本例ではエンドプレート311, 312間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート311, 312が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート311, 312間を直結して構造特性を調整することもできる。図２６は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント330の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＧＧ線を特定するものである。図２７は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310の背面図であり，任意的な後部の工具係合エリアを有していない実施例を示すものである。図２８は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310の正面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図２９は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310の側面図であり，これもエンドプレートの相対的な位置を示すものである。図３０は，第２のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント310の縦断面図であり，図２６におけるＧＧ線に沿って切断したものである。図３０は，エンドプレート311, 312が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート311及び下側エンドプレート312は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート311及び下側エンドプレート312を本体313の対向面に取り付ければ，エンドプレート311,312を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体313の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，前述した他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体313は，好適には，隣接する堆骨間で機械的なスペースを形成すると共に，堆骨間での適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート311, 312よりも弾性係数が低い本体313を使用すれば，新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート311, 312の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体313の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体313の上面又は下面を凹陥させる事態を低減することができる。一実施例において，エンドプレート311, 312は，エンドプレート311, 312を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯320を使用する。リッジ320は，エンドプレート311, 312から本体313の表面まで延在し，その表面は装置の上面及び下面まで延在する。エンドプレート311, 312は，本体313に作用する負荷を分散させると共に椎体間融合装置230を隣接する椎骨に係止するのみならず，骨の付着を可能とし，椎体間融合装置と隣接する椎骨との間における機械的安定性を付与し得るものである。

椎体間融合装置310は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン314を，垂直な椎骨融合用ウィンドウとして提供する。融合用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン314を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ314として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート311, 312は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成することができる。装置の実施形態には，エンドプレート311, 312が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６０〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体313は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体313が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート311, 312は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体313は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体3１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体213は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。一実施例において格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

図３１〜３７は，独立したエンドプレート構造を有する第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410を示す。第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に，骨の成長を促進する十共に椎骨を経時的に融合可能とする機械的安定性を付与するものである。第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート411，下側エンドプレート412及び本体413を備えることができる。上側及び下側エンドプレート411, 412は，上下方向における弾性係数が本体413よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体413は，上下方向における弾性係数が上側及び下側エンドプレート411, 412よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図３１は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の斜視図であり，本体413に対するエンドプレート411, 412の独立構成を示す。図３２は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の展開斜視図であり，本体413から分離したエンドプレート411, 412を示すと共に，本例ではエンドプレート411, 412間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート411, 412が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート411, 412間を直結して構造特性を調整することもできる。図３３は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＨＨ線を特定するものである。図３４は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の背面図であり，任意的な後部の工具係合エリアを示すものである。図３５は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の正面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図３６は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の側面図であり，これもエンドプレートの相対的な位置を示すものである。図３７は，第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410の縦断面図であり，図３３におけるＨＨ線に沿って切断したものであり，エンドプレート411, 412が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート411及び下側エンドプレート412は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート411及び下側エンドプレート412を本体413の対向面に取り付ければ，エンドプレート311,312を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体313の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，前述した他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体413は，好適には，隣接する堆骨間で機械的なスペースを形成すると共に，堆骨間での適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート411, 412よりも弾性係数が低い本体413を使用すれば，新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート411, 412の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体413の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体413の上面又は下面を凹陥させる事態を低減することができる。一実施例において，エンドプレート411, 412は，エンドプレート411, 412を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯420を使用する。リッジ420は，エンドプレート411, 412から本体413の表面まで延在し，その表面は装置の上面及び下面まで延在する。エンドプレート411, 412は，本体413に作用する負荷を分散させると共に椎体間融合装置230を隣接する椎骨に係止するのみならず，骨の付着を可能とし，椎体間融合装置と隣接する椎骨との間における機械的安定性を付与し得るものである。

第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン414を，垂直な椎骨融合用ウィンドウとして提供する。融合用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン414を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ414, 415として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

第３のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラント410における下側エンドプレート412は，外科手術の間に手術器具を装置430に結合可能とするための剛性セクション116を備えることができる。一実施例において，剛性セクション416は，ネジ付きロッドを受け入れて装置410を容易に配置可能とするためのネジ付き開口部417を備える。ネジ付き開口部417の何れかの側には，ネジ付きロッド上でスタビライザが使用される場合に，そのスタビライザを受け入れる構成とした空隙421を配置することができる。ネジ付き開口部417は，装置410を位置決めするための適当なてこ入れ量を提供するものであるが，装置410を空隙421内に接触させるための設置器具上に２つのスタビライザを追加すれば，挿入の間に外科医が装置を回転させる範囲が拡大可能である。剛性セクション416は，エンドプレート411. 412及び／又は本体413に結合することができる。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート411, 412は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成することができる。装置の実施形態には，エンドプレート411, 412が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６０〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体413は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体413が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート411, 412は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体413は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体4１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体413は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

図３８〜４２は，独立したエンドプレート構造を有する代用椎体又は椎体部分切除術（以下，“ＶＢＲ”と称する。）用のインプラント540を示す。ＶＢＲ用インプラント540は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，隣接する椎骨のエンドプレート間に機械的なスペースを形成すると共に，骨の成長を促進して椎骨を経時的に融合可能とする機械的安定性を付与するものである。ＶＢＲ用インプラント540は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート511，下側エンドプレート512及び本体513を備えることができる。上側及び下側エンドプレート511, 512は，弾性係数が本体513よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体513は，弾性係数が上側及び下側エンドプレート511, 512よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図３８は，ＶＢＲ用インプラント540の斜視図であり，本体513に対するエンドプレート511, 512の独立構成を示す。図３９は，ＶＢＲ用インプラント540の展開斜視図であり，本体513から分離したエンドプレート511, 512を示すと共に，本例ではエンドプレート511, 512間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート511, 512が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート511, 512間を直結して構造特性を調整することもできる。図４０は，ＶＢＲ用インプラント540の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＩＩ線を特定するものである。図４１は，ＶＢＲ用インプラント540の背面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図４２は，ＶＢＲ用インプラント540の縦断面図であり，図４０におけるII線に沿って切断したものであり，エンドプレート511, 512が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート511及び下側エンドプレート512は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート511及び下側エンドプレート512を本体513の対向面に取り付ければ，エンドプレート511,512を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体513の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，前述した他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体513は，好適には，移植部位で機械的なスペースを形成すると共に，適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート511, 512よりも弾性係数が低い本体513を使用すれば，内殖が生じている間に新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート511, 512の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体513の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体513の上面又は下面を凹陥させる事態を防止することができる。一実施例において，エンドプレート511, 512は，エンドプレート511, 512を隣接する椎骨のエンドプレートに機械的に係止して抜けを防止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯を使用する。エンドプレート511, 512は，骨の付着を可能とし，インプラントと患者の骨との間における安定性を付与し得るものである。

ＶＢＲ用インプラント540は，Ｘ線透過性又は骨融合のために任意的なルーメン514を，垂直な椎骨融合用ウィンドウとして提供する。融合用ウィンドウは，治療プロセスの間に臨床医が，骨成長を促進するための１種又は複数種のコンパウンドを挿入するため，あるいはルーメン514を通して骨融合を評価するために使用することができる。融合又は観察用ウィンドウ514, 515として好適に使用することのできるコンパウンドは，自己移植片，異系合成移植片又はこれらの組み合わせである。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート511, 512は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成される。装置の実施形態には，エンドプレート511, 512が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６０〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体513は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体513が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート511, 512は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体413は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体5１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体513は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

図４３〜４９は，独立したエンドプレート構造を有する骨切除術用ウェッジ650を示す。骨切除術用ウェッジ650は，２つの隣接する椎骨のエンドプレート間に挿入することができ，機械的なスペースを形成すると共に骨の成長を促進する安定性を付与するものである。骨切除術用ウェッジ650は，実質的に３つの部品，すなわち上側エンドプレート611，下側エンドプレート612及び本体613を備えることができる。上側及び下側エンドプレート611, 612は，弾性係数が本体613よりも高い生体適合性材料で構成することができる。本体613は，弾性係数が上側及び下側エンドプレート611, 612よりも低い生体適合性材料で構成することができる。

図４３は，骨切除術用ウェッジ650の斜視図であり，本体613に対するエンドプレート611, 612の独立構成を示す。図４４は，骨切除術用ウェッジ650の展開斜視図であり，本体613から分離したエンドプレート611, 612を示すと共に，本例ではエンドプレート611, 612間に直接的かつ剛性的な結合が存在していないことを示す。エンドプレート611, 612が互いに独立して移動可能である限り，エンドプレート611, 612間を直結して構造特性を調整することもできる。図４５は，骨切除術用ウェッジ650の頂面図であり，例示的なエンドクレート構成を示すと共にＪＪ線を特定するものである。図４６は，骨切除術用ウェッジ650の背面図である。図４７は，骨切除術用ウェッジ650の正面図であり，エンドプレートの相対的な位置を示すものである。図４８は，骨切除術用ウェッジ650の側面図であり，これもエンドプレートの相対的な位置を示すものである。図４９は，骨切除術用ウェッジ650の図４５におけるＪＪ線に沿って切断したものであり，エンドプレート611, 612が本例の装置を通じて互いに直接的に接触するものではないことを示す。

上側エンドプレート611及び下側エンドプレート612は，互いに独立して移動できる能力に関して，互いに独立している。一実施形態において，上側エンドプレート611及び下側エンドプレート612を本体613の対向面に取り付ければ，エンドプレート611,612を互いに独立して移動させることができ，その独立移動の移動量は，大部分が本体613の弾性係数により決定可能である。本体は，エンドプレート間での独立性を付与し得る構造として開示したが，前述した他の構造により同様の独立性を付与することもできる。

本体613は，好適には，移植部位で機械的なスペースを形成すると共に，適当な剛性を付与して骨の内植を可能とする。上側及び下側エンドプレート611, 612よりも弾性係数が低い本体613を使用すれば，内殖が生じている間に新たな骨の成長に応力を作用させて，骨をより強力に融合させることができる。エンドプレート611, 612の剛性が比較的高いために，剛性のより低い本体613の表面における負荷を分散させることができ，また，椎骨エンドプレートが本体613の上面又は下面を凹陥させる事態を防止することができる。一実施例において，エンドプレート611, 612は，エンドプレート611, 612を機械的に係止して抜けを防止するための任意的な立ち上がりリッジ又は歯を使用する。エンドプレート611, 612は，骨の付着又は内殖を可能とし，インプラントと患者の骨との間における安定性を付与し得るものである。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート611, 612は，体積密度が６０％〜１００％である格子で構成される。装置の実施形態には，エンドプレート611, 612が，体積密度８０％〜１００％，７０％〜９０％，６０〜６４％，及び６０％未満の格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体613は，体積密度５％〜５０％の格子を備える。装置の実施形態には，本体613が，体積密度５％〜１０％，１０％〜１８％，１８〜２５％，２５％〜３５％及び３５％〜５０％の格子を備える実施例が含まれる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

一実施形態において，上側及び下側エンドプレート611, 612は，弾性係数が３００ＭＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，上側及び下側エンドプレートが，弾性係数３００ＭＰａ〜５ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，５ＧＰａ〜１０ＧＰａ，１０ＧＰａ〜１５ＧＰａ，１５ＧＰａ〜２１ＧＰａ及び２１ＧＰａ〜１３０ＧＰａの格子を備える実施例が含まれる。一実施形態において，本体613は，弾性係数１０ＭＰａ〜１２ＧＰａの格子を備える。装置の実施形態には，本体6１3が，弾性係数１０ＭＰａ〜３００ＭＰａ，３００ＭＰａ〜２ＧＰａ，３００ＭＰａ〜４ＧＰａ，１ＧＰａ〜５ＧＰａ，２ＧＰａ〜４ＧＰａ，３ＧＰａ〜９ＧＰａ及び８ＧＰａ〜１２ＧＰａの土台を備える実施例が含まれる。他の実施例において，本体513は，弾性係数が隣接する骨のバルク弾性係数と同様である格子を備える。本体613は，スロープと適合する弾性係数勾配を有することにより，全長に亘る剛性を一定に維持する構成とすることもできる。一実施例において，格子は，金属製の土台を備える。他の実施例において，格子は，チタン又はチタン合金で構成される土台を備える。

以上において開示された例示的な実施形態及びその他のインプラントにつき，本体及びエンドプレートの特定の弾性係数範囲が，所与の構造体弾性係数を有し，かつ，格子構造を備えるインプラント内における骨の成長を最適化し得るものと思われる。表１は，所与の構造体弾性係数を有するインプラントにおける本体及びエンドプレートの理想的な弾性係数範囲を示す。表１は，第１エンドプレートの高さを２．５ｍｍ，本体の高さを２．０ｍｍ，第２エンドプレートの高さを２．５ｍｍとして算出したものである。表２は，所与の構造体弾性係数範囲内におけるインプラントの本体及びエンドプレートの好適な弾性係数範囲を示し，第１エンドプレートの高さを１．５ｍｍ，本体の高さを４．０ｍｍ，第２エンドプレートの高さを１．５ｍｍとして算出したものである。表３は，所与の構造体弾性係数範囲内におけるインプラントの本体及びエンドプレートの好適な弾性係数範囲を示し，第１エンドプレートの高さを２．５ｍｍ，本体の高さを２．０ｍｍ，第２エンドプレートの高さを２．５ｍｍとして算出したものである。表４は，所与の構造体弾性係数範囲内におけるＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用インプラントの本体及びエンドプレートの好適な弾性係数範囲を示し，第１エンドプレートの高さを２．５ｍｍ，本体の高さを２．０ｍｍ，第２エンドプレートの高さを２．５ｍｍとして算出したものである。表５は，所与の構造体弾性係数範囲内におけるＡＬＩＦ用インプラントの本体及びエンドプレートの好適な弾性係数範囲を示し，第１エンドプレートの高さを２．５ｍｍ，本体の高さを６．０ｍｍ，第２エンドプレートの高さを２．５ｍｍとして算出したものである。

所与の構造体弾性係数範囲内での本体及びエンドプレートの弾性係数範囲について示される数値は，エンドプレートの剛性の本体に対する理想的な関係を解明することにより骨の成長を最適化するものである。新たな骨の成長に対する負荷を増大すれば，骨の成長を刺激し，より高強度の骨の成長につながることが理論化されている。本発明の掛かるインプラント構造及びその数値は，弾性係数の高いエンドプレートにより弾性係数の低い本体を使用可能として，骨の負荷体積を増加可能とするものである。表１〜５に示される関係は，フットプリント面積及び高さの異なる複数種のインプラントにも適用可能である。本明細書に開示される表及び数式は，実際の剛性を有するインプラントについて高さ及び弾性係数を与えることを意図するものである。表及び数式は，実測値，すなわち実験的に得られた剛性値に基づくものであるため，製造プロセスにおける調整係数を含むように調整することができる。例えば，特定の付加製造プロセスによって計算値の９０％の剛性実測値を有するインプラントを製造されることが既知であれば，表及び計算値は，その差を補償する調整代を含むことができる。

本明細書に開示される方法は，エンドプレートの曲げ剛性を近似するものとして弾性係数を使用しているが，同等の方法により曲げ剛性を変更することもできる。例えば，エンドプレートの体積密度を低下させる代わりに，エンドプレートの統合性を低下させるための切り欠き部を設けることもできる。エンドプレートの外面における部分的な切り欠き部は，曲げ剛性を低下させると共に，インプラントに抜け止め特性を付与するものである。エンドプレートの面積を減少させて曲げ剛性を低下させることもできる。インプラントのフットプリント面積が，上側から見たときのインプラントの面積からルーメンの面積を差し引いたものであれば，エンドプレートの面積は，フットプリント面積の１０％〜１００％とすることができる。一般的に，フットプリントよりも小面積のエンドプレートを使用する場合には，エンドプレートの弾性係数を増加させる必要がある。

インプラントの構造体弾性係数は，次式におけるインプラント剛性に関連する。
[数１]
Ｋ_ＵＢＬ＝Ａ^＊Ｅ_ＵＢＬ／Ｌ_ＵＢＬ … 〔１〕
ここに，
Ｋ_ＵＢＬは，一方のエンドプレートから他方のエンドプレートに向かう垂直方向での構造体の剛性（Ｎ／ｍ），
Ａ＝ルーメン（存在する場合）の面積を差し引いた構造体の平均フットプリント面積（ｍ^２），
Ｅ_ＵＢＬは，構造体の弾性係数（ＧＰａ），
Ｌ_ＵＢＬは，構造体の高さ（ｍ）である。

インプラントの剛性は構造体の平均フットプリント面積，構造体の弾性係数及び構造体の高さに従属するため，これらの何れかの調整により剛性を変化させることができる。本明細書に開示される方法は，構造体の弾性係数の成分をエンドプレート及び本体の弾性係数の間で最適化するものであるが，剛性と平均的な構造体フットプリントとの間の関係のため，最適範囲は平均的な構造体フットプリントの変化によって調整することができる。

インプラントの弾性係数は，インプラントの高さ，本体の高さ及び弾性係数，並びにエンドクレートの高さ及び弾性係数に従属する。１つの本体と２つのエンドプレートを有するインプラントにおいて，構造体弾性係数は次式で表される。
[数２]
Ｅ_ＵＢＬ＝Ｌ_ＵＢＬ／（Ｌ_Ｕ／Ｅ_Ｕ＋ Ｌ_Ｌ／Ｅ_Ｌ ＋ Ｌ_Ｂ／Ｅ_Ｂ） … 〔２〕
ここに，
Ｅ_ＵＢＬは，構造体の弾性係数（ＧＰａ），
Ｌ_ＵＢＬは，構造体の高さ（ｍ），
Ｌ_Ｕは，第１エンドプレートの高さ（ｍ），
Ｅ_Ｕは，第１エンドプレートの弾性係数（ＧＰａ），
Ｌ_Ｌは，第２エンドプレートの高さ（ｍ），
Ｅ_Ｌは，第２エンドプレートの弾性係数（ＧＰａ），
Ｌ_Ｂは，本体の高さ（ｍ），
Ｅ_Ｂは，本体の弾性係数（ＧＰａ）である。

構造体の剛性，フットプリント面積及び高さは，潜在的には患者の解剖学的構造又は標準寸法に関連する既定値とすることができ，この場合に各エンドプレートの高さ，エンドプレートの弾性係数，本体の高さ及び本体の弾性係数を計算する必要がある。本体はエンドプレートの高さよりもはるかに高いので，本体の弾性係数は構造体の弾性係数を決定する上で主役である。本体の弾性係数を構造体の弾性係数における主役とすれば，本体の弾性係数は，しばしば構造体の弾性係数に近似する値である。エンドプレートの弾性係数を所定の範囲内において本体の弾性係数に対して変化させれば，エンドプレートの剛性を所与の構造値の範囲内において本体の剛性に対して最適化できることを発見した。

上述した数式から明らかな通り，材料の剛性は，その弾性係数，高さ及び面積の関数である。インプラントの高さ及び面積は，患者の必要性（例えば移植位置の寸法）に基づいて特定される点で，一般的には所与の値である。ある場合，構造体の弾性係数又は剛性も特定することができ，その結果として本体及びエンドプレートについて適切な弾性係数及び高さを決定することが必要となる。ある場合，エンドプレート及び／又は本体が構造体と同一のフットプリント面積を有していなければ，これらの各々について面積を選択する必要も生じる。

構造体の弾性係数の各範囲につき，本体及びエンドプレートの弾性係数範囲が与えられる。これは，数値範囲が，各層の弾性係数を変化させることにより，適切であり得るからである。例えば，本体の弾性係数を低下させると共に他の全てのパラメータを不変とすれば，エンドプレートの弾性係数を増加させて同一の構想体弾性係数を維持する必要が生じる。同等の弾性係数の下で層の高さを増加させれば，一般的には，当該層の構造体係数への影響度が高まる。従って，エンドプレートの肉厚を減少させ，弾性係数を高めて標準的な構造体係数を維持することができる。その逆も可能であり，この場合には本体の高さを増加させ，その弾性係数を低下させて標準的な構造体係数を維持することができる。

表１は，特定の構造体弾性係数範囲のための本体及びエンドプレートの弾性係数範囲を示す。ここに，
Ｌ_Ｂ＝２．０ｍｍ，
Ｌ_Ｕ＝２．５ｍｍ，
Ｌ_Ｌ＝２．５ｍｍである。

表２及び３に示す好適値は，所与の構造体弾性係数範囲についての本体の弾性係数に対して好適範囲を規定するものである。本体の最適な弾性係数が構造体弾性係数の６０％〜８０％であることが理論化されている。例えば，弾性係数が１０ＧＰａの構造体は，最適には６ＧＰａ〜８ＧＰａの本体弾性係数を有する。一実施例において，本体の最適な弾性係数は，構造体弾性係数の６０％〜１００％である。一実施例において，本体の最適な弾性係数を，構造体弾性係数の５０％〜１００％に選択するのが有益であり得る。エンドプレートが好適な剛性を有する場合，本体弾性係数を所与の方向（例えば脊椎の軸線方向）において構造体と同一の弾性係数とすることができる。

表２は，特定の構造体弾性係数範囲のために好適な本体及びエンドプレートの弾性係数範囲を示す。ここに，
Ｌ_Ｂ＝４．０ｍｍ，
Ｌ_Ｕ＝１．５ｍｍ，
Ｌ_Ｌ＝１．５ｍｍである。

表３は，特定の構造体弾性係数範囲のために好適な本体及びエンドプレートの弾性係数範囲を示す。ここに，
Ｌ_Ｂ＝２．０ｍｍ，
Ｌ_Ｕ＝２．５ｍｍ，
Ｌ_Ｌ＝２．５ｍｍである。

表４は，特定のＰＬＩＦ／ＴＬＩＦ用構造体弾性係数範囲のために最適な本体及びエンドプレートの弾性係数範囲を示す。ここに，
Ｌ_Ｂ＝２．０ｍｍ，
Ｌ_Ｕ＝２．５ｍｍ，
Ｌ_Ｌ＝２．５ｍｍである。

表５は，特定のＡＬＩＦ用構造体弾性係数範囲のために最適な本体及びエンドプレートの弾性係数範囲を示す。ここに，
Ｌ_Ｂ＝６．０ｍｍ，
Ｌ_Ｕ＝２．５ｍｍ，
Ｌ_Ｌ＝２．５ｍｍである。

表１〜５及び上述した数式を使用すれば，本体及びエンドプレートの最適化された弾性係数を計算することができる。例えば，構造体弾性稀有数が１０ＭＰａ，エンドプレート厚さが１．５ｍｍ，本体の高さが７ｍｍ，本体の弾性係数が６ＭＰａであるインプラントの場合，エンドプレートは最適には９０ＭＰａの弾性係数を有する。エンドプレートの弾性係数の追加的な計算例を表６に示す。この場合，構造体弾性係数，エンドプレートの厚さ，本体の高さ及び本体の弾性係数は既定値である。表６に示される計算例はエンドプレートの弾性係数を与えるものであるが，エンドプレートの弾性係数を既定値とし，本発明のプロセスを使用して別の変数を決定し得ることは，当業界において既知である。表６に示す計算例は，構造体弾性係数の７０％である本体弾性係数を使用するものである。

表６は，エンドプレートの弾性係数の計算例を示す。

一実施形態において，エンドプレートの弾性係数は既知又は固定値である。例えば，構造体弾性係数が１８ＧＰａ，エンドプレート厚さが１．５ｍｍ，本体高さが４．０ｍｍ，エンドプレート弾性係数が４０．２ＧＰａであるインプラントの場合，本体は，最適には約１２．６ＧＰａの弾性係数を有する。本明細書に開示された実施例及び表は，インプラントの全体又はインプラントの一部のみを生成するために使用することができる。インプラントの一部を生成するために使用する場合，エンドプレートに付加的な層を追加して付加的な統合面又は抜け止め手段を形成することができる。

一実施形態において，本体の弾性係数は，エンドプレートの弾性係数以下とする。エンドプレートは，好適には，本体よりも窪みにくいものとする。窪みにくさは一般的には弾性係数に依存するものであるが，一実施例において，代替的な材料，構造又はその他のパラメータを使用すれば，エンドプレートは，本体よりも低い弾性係数を有するも，窪みに対して本体よりも高い抵抗性を維持する。他の実施形態において，エンドプレートは，エンドプレートよりも弾性係数の低いリンク又は結合部により互いに結合する。弾性係数がより低いエンドプレートは，エンドプレート間に印加される負荷の下で弾性変形可能な本体，ばね又はその他の材料を使用して達成することができる。

一実施形態において，エンドプレート及び本体の間で弾性係数勾配を付与し，弾性係数を特定の距離に亘って変化させるのが有益な場合がある。インプラントに弾性係数勾配を付与すれば，本体からのエンドプレート分離面に沿うインプラントのせん断強度を高めることができる。弾性係数勾配は，複数の単位セル間又は単一の単位セル内で，所定距離に亘って生じさせることができる。

一実施形態において，本体以外の構造体によりエンドプレート間に機械的な分離を行わせる。そのような実施形態において，本体は非構造的格子又は土台とし，エンドプレート間で弾性変形可能なばね又はその他の構造体により機械的な分離を行わせることもできる。

一実施形態において，本体は閉鎖セル格子構造又は不透性構造を有することにより，骨又は組織の内植を防止する。一時的使用を意図するインプラントにおいては，骨又は組織の内植を防止して後の取り外しを容易とするのが有益な場合がある。取り外しを容易とするように設計された実施例において，本体は，その体積密度が１００％に近似する場合に，適当な弾性係数を有する材料で構成することができる。外側不透性層を開放セル構造の表面に設けて内植又は付着を防止することもできる。骨の成長又はインプラントへの付着を防止するためのコーティングを設けることもできる。

一実施形態は，全部又は一部がランダムに形成された格子構造を備える。格子構造は，単位セルの繰り返しではなく，特定のパラメータ範囲内においてランダムに形成されるストラット及び開口部を備えることができる。一実施例は，ランダムに形成され，内部開口部の寸法が１００〜７００μｍである格子構造を備える。他の実施例は，ランダムに形成され，内部開口部の平均寸法が４２０〜４５０μｍである格子構造を備えることができる。他の実施例は，ランダムに形成され，体積密度が３８〜６２％である格子構造を備えることができる。一実施例は，ランダムに形成され，体積密度が３８〜４２％である格子構造を備えることができる。一実施例は，ランダムに形成され，体積密度が５８〜６２％である格子構造を備えることができる。

以上，インプラントに使用したときに各種の利点を供与する独立したエンドプレート構造について記載した。本明細書には，本発明の好適な実施形態のみを図示及び記載したが，上述したとおり，本発明は，他の組み合わせ及び環境下でも使用することができ，本明細書に開示した技術的範囲内において変更及び修正が可能である。

Claims (30)

1. 骨融合型インプラントであって：
   ・ 第１エンドプレートが第２エンドプレートから離間して配置され；
   ・ 第１エンドプレートが，骨の第１セグメントに接触させるための上面と，本体に固定される下面とを有し；
   ・ 第２エンドプレートが，骨の第２セグメントに接触させるための下面と，前記本体に固定される上面とを有し；
   ・ 第１エンドプレート及び第２エンドプレートの弾性係数が，前記本体の弾性係数よりも高く；
   ・ 骨融合型インプラントが，構造体弾性係数を有する，インプラント。
2. 請求項１に記載の装置であって，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが，６０％以上１００％以下の体積密度を有する，装置。
3. 請求項２に記載の装置であって，前記本体が，５％以上５０％以下の体積密度を有する，装置。
4. 請求項３に記載の装置であって，前記第１エンドプレート，前記第２エンドプレート及び前記本体が，チタン又はその合金を含み，ひし形十二面体の単位セルを使用する土台構造を有する，装置。
5. 請求項４に記載の装置であって，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが，実質的に同一の体積密度を有する，装置。
6. 請求項４に記載の装置であって，前記本体が，５％以上１０％以下の体積密度を有する，装置。
7. 請求項４に記載の装置であって，前記本体が，１０％以上１８％以下の体積密度を有する，装置。
8. 請求項７に記載の装置であって，前記本体が，３００ＭＰａ以上４ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
9. 請求項４に記載の装置であって，前記本体が，１８％以上２５％以下の体積密度を有する，装置。
10. 請求項９に記載の装置であって，前記本体が，１ＧＰａ以上５ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
11. 請求項４に記載の装置であって，前記本体が，２５％以上３５％以下の体積密度を有する，装置。
12. 請求項１１に記載の装置であって，前記本体が，１ＧＰａ以上５ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
13. 請求項３に記載の装置であって，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが，３００ＭＰａ以上１３０ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
14. 請求項１３に記載の装置であって，前記本体が，１０ＭＰａ以上１２ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
15. 請求項１４に記載の装置であって，前記本体が，前記構造体弾性係数の５０％以上１００％以下の弾性係数を有する，装置。
16. 請求項１５に記載の装置であって，前記本体が，１０ＭＰａ以上３００ＭＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
17. 請求項１５に記載の装置であって，前記本体が，３００ＭＰａ以上２ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
18. 請求項１５に記載の装置であって，前記本体が，１ＧＰａ以上５ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
19. 請求項１８に記載の装置であって，前記エンドプレートが，１ＧＰａ以上５ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
20. 請求項１４に記載の装置であって，前記本体が，構造体弾性係数の６０％以上８０％以下の弾性係数を有する，装置。
21. 請求項１に記載の装置であって，該骨融合型インプラントが０．３ＧＰａ以上２．２ＧＰａ以下の構造体弾性係数を有し，前記本体が０．２ＧＰａ以上２．２ＧＰａ以下の弾性係数を有し，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが０．３ＧＰａ以上３．０ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
22. 請求項１に記載の装置であって，前記骨融合型インプラントが２．２ＧＰａ以上３．５ＧＰａ以下の構造体弾性係数を有し，前記本体が１．３ＧＰａ以上３．５ＧＰａ以下の弾性係数を有し，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが２．２ＧＰａ以上４．７ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
23. 請求項１に記載の装置であって，前記骨融合型インプラントが３．５ＧＰａ以上４．０ＧＰａ以下の構造体弾性係数を有し，前記本体が２．１ＧＰａ以上４．０ＧＰａ以下の弾性係数を有し，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが３．５ＧＰａ以上５．４ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
24. 請求項１に記載の装置であって，前記骨融合型インプラントが０．１ＧＰａ以上０．９ＧＰａ以下の構造体弾性係数を有し，前記本体が０．０８ＧＰａ以上０．９ＧＰａ以下の弾性係数を有し，前記第１エンドプレート及び前記第２エンドプレートが０．１ＧＰａ以上８．９ＧＰａ以下の弾性係数を有する，装置。
25. 骨融合型インプラントにおける本体，第１エンドプレート及び第２エンドプレートの弾性係数の最適化方法であって，該方法が：
    ・ インプラントの高さ（Ｌ_ＵＢＬ［単位：ｍ］），インプラントの剛性（Ｋ_ＵＢＬ［単位：Ｎ／ｍ］）及び平均的なインプラントのフットプリント面積（Ａ［単位：ｍ^２］）を選択することにより，インプラントの弾性係数（Ｅ_ＵＢＬ［単位：ＧＰａ］）を決定し，該決定に際して次式〔１〕を使用し：
    Ｋ_ＵＢＬ＝Ａ^＊Ｅ_ＵＢＬ／Ｌ_ＵＢＬ… 〔３〕
    ・ 次に，以下のパラメータのうちの少なくとも３つのパラメータを選択して，残りのパラメータを計算し，該パラメータが，第１エンドプレートの高さ（Ｌ_Ｕ［単位：ｍ］），第１エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｕ［単位：ＧＰａ］），第２エンドプレートの高さ（Ｌ_Ｌ［単位：ｍ］），第２エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｌ［単位：ＧＰａ］），本体の高さ（Ｌ_Ｂ［単位：ｍ］）及び本体の弾性係数（Ｅ_Ｂ［単位：ＧＰａ］）を含み，前記計算に際して次式〔２〕を使用し；
    Ｅ_ＵＢＬ＝Ｌ_ＵＢＬ／（Ｌ_Ｕ／Ｅ_Ｕ＋ Ｌ_Ｌ／Ｅ_Ｌ ＋ Ｌ_Ｂ／Ｅ_Ｂ） … 〔４〕
    ここに，Ｅ_ＢはＥ_ＵＢＬの６０％以上１００％以下に相当する値に等しい，方法。
26. 請求項２５に記載の方法であって，Ｅ_ＵをＥ_Ｂ未満とし，Ｅ_ＬをＥ_Ｂ未満とする，方法。
27. 請求項２６に記載の方法であって，インプラントの弾性係数（Ｅ_ＵＢＬ）を０．３ＧＰａ以上２．２ＧＰａ以下とし，本体の弾性係数（Ｅ_Ｂ）を０．２ＧＰａ以上２．２ＧＰａ以下とし，第１エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｕ）を０．３ＧＰａ以上３．０ＧＰａ以下とし，第２エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｌ）を０．３ＧＰａ以上３．０ＧＰａ以下とする，方法。
28. 請求項２６に記載の方法であって，インプラントの弾性係数（Ｅ_ＵＢＬ）を２．２ＧＰａ以上３．５ＧＰａ以下とし，本体の弾性係数（Ｅ_Ｂ）を１．３ＧＰａ以上３．５ＧＰａ以下とし，第１エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｕ）を２．２ＧＰａ以上４．７ＧＰａ以下とし，第２エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｌ）を２．２ＧＰａ以上４．７ＧＰａ以下とする，方法。
29. 請求項２６に記載の方法であって，インプラントの弾性係数（Ｅ_ＵＢＬ）を３．５ＧＰａ以上４．０ＧＰａ以下とし，本体の弾性係数（Ｅ_Ｂ）を２．１ＧＰａ以上４．０ＧＰａ以下とし，第１エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｕ）を３．５ＧＰａ以上５．４ＧＰａ以下とし，第２エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｌ）を３．５ＧＰａ以上５．４ＧＰａ以下とする，方法。
30. 請求項２６に記載の方法であって，インプラントの弾性係数（Ｅ_ＵＢＬ）を０．１ＧＰａ以上０．９ＧＰａ以下とし，本体の弾性係数（Ｅ_Ｂ）を０．０８ＧＰａ以上０．９ＧＰａ以下とし，第１エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｕ）を０．１ＧＰａ以上８．９ＧＰａ以下とし，第２エンドプレートの弾性係数（Ｅ_Ｌ）を０．１ＧＰａ以上８．９ＧＰａ以下とする，方法。