JPH057603A - 耐疲労性整形外科用移植具及びその製造法 - Google Patents
耐疲労性整形外科用移植具及びその製造法Info
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- JPH057603A JPH057603A JP3031127A JP3112791A JPH057603A JP H057603 A JPH057603 A JP H057603A JP 3031127 A JP3031127 A JP 3031127A JP 3112791 A JP3112791 A JP 3112791A JP H057603 A JPH057603 A JP H057603A
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Abstract
(57)【要約】 （修正有）
【目的】耐疲労性の大きい固定孔の創傷用移植具とその
製造法を提供する。 【構成】生体適合性オーステナイトステンレス鋼、生体
適合性チタン基材の合金または生体適合性コバルト基材
の合金から製造される基礎部材からなる。この移植具１
０は、冷間加工して、予め決められた量、好ましくは初
期直径の２．５〜６％量だけ拡大させた、少なくとも１
つの固定孔１４を含有する。さらに、整形用移植具の固
定孔を冷間加工した後、その孔領域を最終直径に切削し
て、孔領域における移植具の耐疲労性を改良する。
製造法を提供する。 【構成】生体適合性オーステナイトステンレス鋼、生体
適合性チタン基材の合金または生体適合性コバルト基材
の合金から製造される基礎部材からなる。この移植具１
０は、冷間加工して、予め決められた量、好ましくは初
期直径の２．５〜６％量だけ拡大させた、少なくとも１
つの固定孔１４を含有する。さらに、整形用移植具の固
定孔を冷間加工した後、その孔領域を最終直径に切削し
て、孔領域における移植具の耐疲労性を改良する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は整形外科用移植具の改良
製造法及びその結果として得られる構造物に関する。さ
らに、この発明は整形外科用移植具に固定した孔の疲労
集中度（fatigue integrity）の改良法及びその結果と
して得られる構造物に関する。
製造法及びその結果として得られる構造物に関する。さ
らに、この発明は整形外科用移植具に固定した孔の疲労
集中度（fatigue integrity）の改良法及びその結果と
して得られる構造物に関する。
【０００２】整形用移植具は、患者の体内で反復及び循
環して荷重を受けやすい。その結果、このような移植具
は疲労に耐えるように設計される。整形用移植具、特に
創傷用移植具は、骨に移植具を取り付けるためのねじ及
び他の締め具を通す孔を含有する。しかしながら、循環
荷重の環境において、孔は骨を通って移植具に移動した
応力に適応する断面積を減少させるため、孔は、素材の
全強度を減少させ、かつ移植具の循環または疲労荷重の
耐力を減少させる応力集中部として作用する。骨板、髄
内釘及び股関節圧縮ねじのような創傷用移植具において
特に問題がある。これらの装具は、癒合が起きるまで砕
けた骨片を安定させるのに効果的である。すなわち、患
者の通常の運動中に骨に課せられる荷重は、直ちに創傷
用移植具に移動し、ついでこの移植具が、永久的な人工
器官の移植具におけるより大きな応力下に置かれる。予
期されるような骨の癒合が起こらないなら状況は悪化す
る。そのような場合、移植具は、より大きな応力だけで
なく、より長期の循環荷重期間に適応することが必要で
ある。このような条件下で、創傷用移植具の疲労破損が
出てくるおそれがある。
環して荷重を受けやすい。その結果、このような移植具
は疲労に耐えるように設計される。整形用移植具、特に
創傷用移植具は、骨に移植具を取り付けるためのねじ及
び他の締め具を通す孔を含有する。しかしながら、循環
荷重の環境において、孔は骨を通って移植具に移動した
応力に適応する断面積を減少させるため、孔は、素材の
全強度を減少させ、かつ移植具の循環または疲労荷重の
耐力を減少させる応力集中部として作用する。骨板、髄
内釘及び股関節圧縮ねじのような創傷用移植具において
特に問題がある。これらの装具は、癒合が起きるまで砕
けた骨片を安定させるのに効果的である。すなわち、患
者の通常の運動中に骨に課せられる荷重は、直ちに創傷
用移植具に移動し、ついでこの移植具が、永久的な人工
器官の移植具におけるより大きな応力下に置かれる。予
期されるような骨の癒合が起こらないなら状況は悪化す
る。そのような場合、移植具は、より大きな応力だけで
なく、より長期の循環荷重期間に適応することが必要で
ある。このような条件下で、創傷用移植具の疲労破損が
出てくるおそれがある。
【０００３】歴史的には、整形用移植具の固定した孔領
域における疲労破損を阻止するための標準的な対策とし
ては、孔領域におけるプレートの厚みを増すことであ
る。しかしながら、整形用移植具の疲労破損は、最高応
力の領域に起り、創傷用移植具では、典型的には固定孔
にみられることは注目すべきである。冷間加工した３１
６Ｌ型オーステナイトステンレス鋼及びチタン−６ＡＬ
−４Ｖ合金のような改良された耐疲労性金属にもこのよ
うな特性がまだ残る。
域における疲労破損を阻止するための標準的な対策とし
ては、孔領域におけるプレートの厚みを増すことであ
る。しかしながら、整形用移植具の疲労破損は、最高応
力の領域に起り、創傷用移植具では、典型的には固定孔
にみられることは注目すべきである。冷間加工した３１
６Ｌ型オーステナイトステンレス鋼及びチタン−６ＡＬ
−４Ｖ合金のような改良された耐疲労性金属にもこのよ
うな特性がまだ残る。
【０００４】従って、この発明は好ましくは整形外科用
移植具、特に耐疲労性の大きい固定孔の創傷用移植具の
製造法を提供する。
移植具、特に耐疲労性の大きい固定孔の創傷用移植具の
製造法を提供する。
【０００５】この発明は、整形外科用移植具の固定孔の
疲労集中度を改良する方法及びその結果として得られる
構造物に関する。
疲労集中度を改良する方法及びその結果として得られる
構造物に関する。
【０００６】この発明に従えば、少なくとも１つの固定
孔を有する生体適合性基部、及び移植具の素材の弾性限
度以上に拡大された上記固定孔からなる改良された整形
外科用移植具が提供される。さらにこの発明は移植具に
少なくとも１つの孔を備える工程、及び孔の直径を、移
植具の素材を拡大させる工程からなる整形外科用移植具
における孔の疲労集中度を改良する方法を提供する。
孔を有する生体適合性基部、及び移植具の素材の弾性限
度以上に拡大された上記固定孔からなる改良された整形
外科用移植具が提供される。さらにこの発明は移植具に
少なくとも１つの孔を備える工程、及び孔の直径を、移
植具の素材を拡大させる工程からなる整形外科用移植具
における孔の疲労集中度を改良する方法を提供する。
【０００７】簡単には、各固定孔は整形用金属移植具を
冷間加工し、ついで孔を予め決めた量、初期の直径の少
なくとも２.５％量だけ拡大させて二次加工させる。冷
間加工の拡大は、加工物を可塑的に変形する工程であ
る。すなわち、加工物の孔は、素材の弾性限度以上に拡
大される。
冷間加工し、ついで孔を予め決めた量、初期の直径の少
なくとも２.５％量だけ拡大させて二次加工させる。冷
間加工の拡大は、加工物を可塑的に変形する工程であ
る。すなわち、加工物の孔は、素材の弾性限度以上に拡
大される。
【０００８】代表的には、冷間加工拡大工程は、基材金
属の再結晶温度以下で、室温に近い温度で行われる。固
定孔の近傍で塑性変形の結果として、残留している高度
の圧縮応力が移植具に導入される。すなわち、孔領域の
素材は、引張疲労荷重条件下で低レベルの引張応力に付
され、その結果、疲労強度が増加する結果となる。好ま
しくは、固定孔は、初期直径の２.５〜６％拡大し、最
も好ましくは、３.５〜４.５％である。
属の再結晶温度以下で、室温に近い温度で行われる。固
定孔の近傍で塑性変形の結果として、残留している高度
の圧縮応力が移植具に導入される。すなわち、孔領域の
素材は、引張疲労荷重条件下で低レベルの引張応力に付
され、その結果、疲労強度が増加する結果となる。好ま
しくは、固定孔は、初期直径の２.５〜６％拡大し、最
も好ましくは、３.５〜４.５％である。
【０００９】この発明はまた、固定孔に冷間拡大工程を
施した後、最終直径に切削すると、孔領域の耐疲労性及
び移植具の全性能が改良される。
施した後、最終直径に切削すると、孔領域の耐疲労性及
び移植具の全性能が改良される。
【００１０】改良された整形外科用移植具は、生体適合
性オーステナイトステンレス鋼、生体適合性チタン基材
の合金または生体適合性コバルト基材の合金から製造さ
れる基礎部材からなる。この移植具は、冷間加工して、
予め決められた量、好ましくは初期直径の２.５〜６％
量だけ拡大させた、少なくとも１つの固定孔を含有す
る。さらに、整形用移植具の固定孔を冷間加工した後、
その孔領域を最終直径に切削して、孔領域における移植
具の耐疲労性を改良する。
性オーステナイトステンレス鋼、生体適合性チタン基材
の合金または生体適合性コバルト基材の合金から製造さ
れる基礎部材からなる。この移植具は、冷間加工して、
予め決められた量、好ましくは初期直径の２.５〜６％
量だけ拡大させた、少なくとも１つの固定孔を含有す
る。さらに、整形用移植具の固定孔を冷間加工した後、
その孔領域を最終直径に切削して、孔領域における移植
具の耐疲労性を改良する。
【００１１】この発明の詳細な説明に用いる図面をより
よく理解するために各図面の簡単な説明をする。
よく理解するために各図面の簡単な説明をする。
【００１２】図１は、患者の大腿骨に装置した股関節の
圧縮ねじ板の立面図、一部断面図である。図２は、大腿
骨における髄内釘の立面図、一部断面図である。図３
は、この発明の実施に用いられる装置の部分断面図であ
る。図４は、応力一歪グラフである。図５は、この発明
の改良された性能を示すグラフである。
圧縮ねじ板の立面図、一部断面図である。図２は、大腿
骨における髄内釘の立面図、一部断面図である。図３
は、この発明の実施に用いられる装置の部分断面図であ
る。図４は、応力一歪グラフである。図５は、この発明
の改良された性能を示すグラフである。
【００１３】図１において、圧縮股関節ねじ板１０が大
腿骨１２に取り付けられている。この板１０には、ねじ
１６などの固定具が貫通して該板１０を大腿骨１２に接
続するための少なくとも１つの固定孔１４を備えてい
る。この板１０は、ラッグねじ２０が貫通するバレル１
８を備え、大腿骨頭２２を大腿骨１２の上端に固定する
のに利用されている。このようにして、体重は、ラッグ
ねじ２０を通じて大腿骨２２から大腿骨の上部へと移行
し、骨折部２４を癒合させることができる。
腿骨１２に取り付けられている。この板１０には、ねじ
１６などの固定具が貫通して該板１０を大腿骨１２に接
続するための少なくとも１つの固定孔１４を備えてい
る。この板１０は、ラッグねじ２０が貫通するバレル１
８を備え、大腿骨頭２２を大腿骨１２の上端に固定する
のに利用されている。このようにして、体重は、ラッグ
ねじ２０を通じて大腿骨２２から大腿骨の上部へと移行
し、骨折部２４を癒合させることができる。
【００１４】図１に示す移植具は、緊急時に取り付けら
れる創傷用の器具であり、一般に１年もしくは２年のよ
うな限られた期間患者の体内に保持される。このこと
は、事実上上記器具は、上記期間にわたって約２００万
のサイクル受けるであろうということを意味する（平均
的な患者は通常１年間に１００万歩歩く）。ここに開示
されている発明は図１に示す創傷用移植具の用途に限定
されない。この発明の器具は、少なくとも１つの固定
孔、または圧縮股関節ねじ具のバレル部を有するいくつ
もの整形外科用移植具に組込むことができる。
れる創傷用の器具であり、一般に１年もしくは２年のよ
うな限られた期間患者の体内に保持される。このこと
は、事実上上記器具は、上記期間にわたって約２００万
のサイクル受けるであろうということを意味する（平均
的な患者は通常１年間に１００万歩歩く）。ここに開示
されている発明は図１に示す創傷用移植具の用途に限定
されない。この発明の器具は、少なくとも１つの固定
孔、または圧縮股関節ねじ具のバレル部を有するいくつ
もの整形外科用移植具に組込むことができる。
【００１５】図２において、髄内釘１１が大腿骨１２内
に移植されている。この髄内釘は両端に固定孔１４を備
えている。固定具もしくはねじ１６が髄内釘の両端にあ
る固定孔１４を貫通していることを示している。図に示
すように、この髄内釘は、例えば骨折部２５に起因する
治療期間中、折損大腿骨を安定化するのに用いられる創
傷用移植具である。
に移植されている。この髄内釘は両端に固定孔１４を備
えている。固定具もしくはねじ１６が髄内釘の両端にあ
る固定孔１４を貫通していることを示している。図に示
すように、この髄内釘は、例えば骨折部２５に起因する
治療期間中、折損大腿骨を安定化するのに用いられる創
傷用移植具である。
【００１６】図３において、最初にマンドレル２８の末
端に封入スリーブ（ｐｒｅｌｕｂｒｉｃａｔｅｄ ｓｌ
ｅｅｖｅ）２６を通過させる。次にこのマンドレル２８
を、骨板１０または髄内釘１１などの加工品の予めあけ
れらた孔１４を貫通させる。孔１４を貫通させたマンド
レルの末端は、テーパー部３０と直円筒形部３２を備え
ている。直円筒部３２の直径は、マンドレルが通過でき
る予めあけられた孔１４の初期の直径より大きくない
が、スリーブ２６の内径より大きいように選択される。
マンドレルを該孔を通過させた後、スリーブ２６を孔１
４に挿入し、その結果孔１４の有効直径がスリーブ２６
の内径まで減少する。その点において、マンドレル２８
は矢印３４の方向に引っぱられ、孔１４の円周のまわり
に均一な塑性変形を起こす。スリーブ２６は、加工品の
材料より高い弾性率と降伏強度を有する材料で作製する
のが好ましい。このような方法では、整形外科用移植具
の固定孔などの孔は、上記のように、冷間加工されるか
または塑性変形される。移植具の一端のごく近くに２つ
以上の孔を有する髄内釘などの移植具の場合、同じ操作
で多くの固定孔を冷間加工することができる図３に示す
ような器具を用いることが望ましい。
端に封入スリーブ（ｐｒｅｌｕｂｒｉｃａｔｅｄ ｓｌ
ｅｅｖｅ）２６を通過させる。次にこのマンドレル２８
を、骨板１０または髄内釘１１などの加工品の予めあけ
れらた孔１４を貫通させる。孔１４を貫通させたマンド
レルの末端は、テーパー部３０と直円筒形部３２を備え
ている。直円筒部３２の直径は、マンドレルが通過でき
る予めあけられた孔１４の初期の直径より大きくない
が、スリーブ２６の内径より大きいように選択される。
マンドレルを該孔を通過させた後、スリーブ２６を孔１
４に挿入し、その結果孔１４の有効直径がスリーブ２６
の内径まで減少する。その点において、マンドレル２８
は矢印３４の方向に引っぱられ、孔１４の円周のまわり
に均一な塑性変形を起こす。スリーブ２６は、加工品の
材料より高い弾性率と降伏強度を有する材料で作製する
のが好ましい。このような方法では、整形外科用移植具
の固定孔などの孔は、上記のように、冷間加工されるか
または塑性変形される。移植具の一端のごく近くに２つ
以上の孔を有する髄内釘などの移植具の場合、同じ操作
で多くの固定孔を冷間加工することができる図３に示す
ような器具を用いることが望ましい。
【００１７】整形外科の創傷移植具は、生体適合性のオ
ーステナイトのステンレス鋼、好ましくは、タイプ３１
６Ｌで製造することが多い。しかし、このような骨移植
具は、生体適合性チタンベース合金もしくは生体適合性
コバルトベース合金で製造してもよい。この発明に記載
されている冷却加工拡大法は、生体適合性で減菌環境で
使用するに適している封入材を用いる外科手術中に実施
することができる。
ーステナイトのステンレス鋼、好ましくは、タイプ３１
６Ｌで製造することが多い。しかし、このような骨移植
具は、生体適合性チタンベース合金もしくは生体適合性
コバルトベース合金で製造してもよい。この発明に記載
されている冷却加工拡大法は、生体適合性で減菌環境で
使用するに適している封入材を用いる外科手術中に実施
することができる。
【００１８】図３によれば、マンドレル２８は、骨板１
０もしくは髄内釘１１から引張器具４０によって取出す
ことができる。
０もしくは髄内釘１１から引張器具４０によって取出す
ことができる。
【００１９】図４に、一般的な材料についての引張荷重
対ひずみのグラフを示す。材料１００は、グラフのＡ部
分に弾性関係を示している。この領域では、荷重を除く
とひずみが零に戻る。しかし、Ｂ領域には塑性関係が示
されている。すなわち、材料が弾性限界を超えると永久
的に変形する。荷重を除いても、ひずみは零にもどらな
いが線２００が示すようなひずみにまで戻る。しかし、
応力は極限引張限界（Ｕ．Ｔ．Ｌ．）を超えれば、材料
は過剰ひずみを示し、ひびが入るか切断される。この発
明に従って冷間加工操作を実施すると、加工品の固定孔
などの孔を囲む領域が、図４のＢ領域で示すように塑性
変形される。換言すれば、その材料は、充分に弾性限界
を超えて、塑性変形するのに充分に変形させなければな
らない。
対ひずみのグラフを示す。材料１００は、グラフのＡ部
分に弾性関係を示している。この領域では、荷重を除く
とひずみが零に戻る。しかし、Ｂ領域には塑性関係が示
されている。すなわち、材料が弾性限界を超えると永久
的に変形する。荷重を除いても、ひずみは零にもどらな
いが線２００が示すようなひずみにまで戻る。しかし、
応力は極限引張限界（Ｕ．Ｔ．Ｌ．）を超えれば、材料
は過剰ひずみを示し、ひびが入るか切断される。この発
明に従って冷間加工操作を実施すると、加工品の固定孔
などの孔を囲む領域が、図４のＢ領域で示すように塑性
変形される。換言すれば、その材料は、充分に弾性限界
を超えて、塑性変形するのに充分に変形させなければな
らない。
【００２０】骨板もしくは髄内釘の固定孔１４を冷間加
工すると、その周囲に残留圧縮応力領域が生成する。一
般に、これらの残留応力は、材料の引張降伏応力の約２
／３を超え、孔の少なくとも半径に等しい距離まで、孔
のふちをすぎて半径方向に外側に拡大する。従ってこの
ような誘発された残留応力によって、孔領域において疲
労負荷中経験されるピークの引張応力が減少する。これ
によって骨板の寿命が改善される。その理由は、その負
荷が、応力なしと、疲労破損を起こすピーク引張応力間
のサイクル負荷であるからである。換言すれば、冷間加
工によって誘発された残留圧縮応力は、骨板が経験する
最大引張疲労応力を有効に低下させ、その結果その耐疲
労性を増大させる。誘発された残留圧縮応力がある領域
を、“影響領域（zone of influence）”と呼ぶ。
工すると、その周囲に残留圧縮応力領域が生成する。一
般に、これらの残留応力は、材料の引張降伏応力の約２
／３を超え、孔の少なくとも半径に等しい距離まで、孔
のふちをすぎて半径方向に外側に拡大する。従ってこの
ような誘発された残留応力によって、孔領域において疲
労負荷中経験されるピークの引張応力が減少する。これ
によって骨板の寿命が改善される。その理由は、その負
荷が、応力なしと、疲労破損を起こすピーク引張応力間
のサイクル負荷であるからである。換言すれば、冷間加
工によって誘発された残留圧縮応力は、骨板が経験する
最大引張疲労応力を有効に低下させ、その結果その耐疲
労性を増大させる。誘発された残留圧縮応力がある領域
を、“影響領域（zone of influence）”と呼ぶ。
【００２１】図５は、この発明にしたがって製造した整
形外科用移植具の改良された性能を示すために行った実
験結果を示す。この実験のために、呼び寸法が１３ｍｍ
の（ＡＳＴＭ Ｆ３３９−７１）の、タイプ３１６Ｌス
テンレス鋼製のＲｕｓｓｅｌ−Ｔａｙｌｏｒかみあわせ
大腿骨髄内釘を選んだ。合計１６個の試料を、サイクル
ねじり負荷で疲労試験を行なった。８個の試料はこの発
明を実施せずに試験し、これらの８個の試験結果は、図
５では“非冷間拡大釘”と呼び丸印で示している。残り
の８個の試料はこの発明にしたがって製造され試験さ
れ、これらの８個の結果は図５では“冷間拡大釘”と呼
び△印で示してある。図５における線５０と６０は、デ
ータの平均値を示し、“非冷間拡大釘”および“冷間拡
大釘”それぞれの間の平均性能の差を示す。
形外科用移植具の改良された性能を示すために行った実
験結果を示す。この実験のために、呼び寸法が１３ｍｍ
の（ＡＳＴＭ Ｆ３３９−７１）の、タイプ３１６Ｌス
テンレス鋼製のＲｕｓｓｅｌ−Ｔａｙｌｏｒかみあわせ
大腿骨髄内釘を選んだ。合計１６個の試料を、サイクル
ねじり負荷で疲労試験を行なった。８個の試料はこの発
明を実施せずに試験し、これらの８個の試験結果は、図
５では“非冷間拡大釘”と呼び丸印で示している。残り
の８個の試料はこの発明にしたがって製造され試験さ
れ、これらの８個の結果は図５では“冷間拡大釘”と呼
び△印で示してある。図５における線５０と６０は、デ
ータの平均値を示し、“非冷間拡大釘”および“冷間拡
大釘”それぞれの間の平均性能の差を示す。
【００２２】各試験片は、中心軸位置において、横孔
５.１２ｍｍ−０.７ｍｍ１−０.０ｍｍ（０.２０９＋
０.００３／−０.０００インチ直径）をもっている。非
冷却拡大釘の場合、これらの孔は指定どおりの最終の大
きさに孔をあける。冷間拡大試料の場合、最初にあけた
孔は４.５９８ｍｍ〜５.０４７ｍｍ（０.２０４〜０.２
０６インチ）であった。次にこれらの孔を、上記のこの
発明にしたがって冷間拡大させて、上記のように最初に
指定された最終的な直径にする。次に試料の釘はすべ
て、試験前に最終磨きを行なう。
５.１２ｍｍ−０.７ｍｍ１−０.０ｍｍ（０.２０９＋
０.００３／−０.０００インチ直径）をもっている。非
冷却拡大釘の場合、これらの孔は指定どおりの最終の大
きさに孔をあける。冷間拡大試料の場合、最初にあけた
孔は４.５９８ｍｍ〜５.０４７ｍｍ（０.２０４〜０.２
０６インチ）であった。次にこれらの孔を、上記のこの
発明にしたがって冷間拡大させて、上記のように最初に
指定された最終的な直径にする。次に試料の釘はすべ
て、試験前に最終磨きを行なう。
【００２３】試験前に、各釘の両末端を切除して、横孔
を有する１８ｃｍの中心部を得る。次に各釘の部分を１
４.５ｃｍの加工長さを与える２つのドリルチャック間
に固定した。次にＲ比（最小負荷／最大負荷）＝０.１
を用いて１つのドリルチャックにサイクル負荷を導入し
た。各試験片は、破損するかまたは２００万サイクルの
サイクル寿命に到達するまでサイクル負荷を導入した。
上記のように冷間拡大させた釘の最初の出発孔には４.
５％の平均拡大が適用され、平均２.９４％の拡大が孔
領域に残された。これらの釘はいずれも冷間拡大に続い
て孔領域に明らかな寸法変形を全く示さなかった。
を有する１８ｃｍの中心部を得る。次に各釘の部分を１
４.５ｃｍの加工長さを与える２つのドリルチャック間
に固定した。次にＲ比（最小負荷／最大負荷）＝０.１
を用いて１つのドリルチャックにサイクル負荷を導入し
た。各試験片は、破損するかまたは２００万サイクルの
サイクル寿命に到達するまでサイクル負荷を導入した。
上記のように冷間拡大させた釘の最初の出発孔には４.
５％の平均拡大が適用され、平均２.９４％の拡大が孔
領域に残された。これらの釘はいずれも冷間拡大に続い
て孔領域に明らかな寸法変形を全く示さなかった。
【００２４】以下の第１表は、各々８個づつの非冷間拡
大釘と冷間拡大釘の適用された負荷と破損するまでのサ
イクルを示す最終結果を示す。第１表の結果をプロット
して第５を得た。
大釘と冷間拡大釘の適用された負荷と破損するまでのサ
イクルを示す最終結果を示す。第１表の結果をプロット
して第５を得た。
【００２５】
【表１】
図５のライン５０と６０に示すように、４５．４ｋｇ
（１００ポンド）の荷重を加えたときの性能は、この発
明を用いて、破損まで約１２０，０００サイクルから、
破損まで５００，０００サイクルを超えるまで性能が改
良されていること示している。これは４倍以上の改良を
示している。負荷した荷重を３６．３２ｋｇ（８０ポン
ド）に減少した場合、移植具の性能は、サイクル寿命が
約４４０，０００サイクルから約３，０００，０００サ
イクルまで増大した（図５のグラフにおけるライン６０
については外挿法によって推定した。）この発明にした
がって作製した髄内釘の性能は、耐疲労破損性に対する
安定性がかなり増大していることを示している、
（１００ポンド）の荷重を加えたときの性能は、この発
明を用いて、破損まで約１２０，０００サイクルから、
破損まで５００，０００サイクルを超えるまで性能が改
良されていること示している。これは４倍以上の改良を
示している。負荷した荷重を３６．３２ｋｇ（８０ポン
ド）に減少した場合、移植具の性能は、サイクル寿命が
約４４０，０００サイクルから約３，０００，０００サ
イクルまで増大した（図５のグラフにおけるライン６０
については外挿法によって推定した。）この発明にした
がって作製した髄内釘の性能は、耐疲労破損性に対する
安定性がかなり増大していることを示している、
【００２６】行なった試験結果に基づいて、冷間加工拡
大の好ましい範囲は、その最初の直径の２.５％〜６０
％であり、最も好ましいのは、最初の直径の３.５％〜
４.５％である。冷間加工拡大を完了してから、固定孔
を最終直径に切除することも有利である。この方法は、
冷間加工によって生成した影響領域を少なくするのに役
に立つ。特に加工物の幅が影響領域の大きさによって不
利に影響される場合に有利である。この場合、最初小さ
い孔をドリルであけ、その孔を予め決めた大きさに冷間
加工し、次いで孔を最終直径まで切削する。この方法
は、影響領域の幅を１／２まで小さくするのに利用でき
る。
大の好ましい範囲は、その最初の直径の２.５％〜６０
％であり、最も好ましいのは、最初の直径の３.５％〜
４.５％である。冷間加工拡大を完了してから、固定孔
を最終直径に切除することも有利である。この方法は、
冷間加工によって生成した影響領域を少なくするのに役
に立つ。特に加工物の幅が影響領域の大きさによって不
利に影響される場合に有利である。この場合、最初小さ
い孔をドリルであけ、その孔を予め決めた大きさに冷間
加工し、次いで孔を最終直径まで切削する。この方法
は、影響領域の幅を１／２まで小さくするのに利用でき
る。
【図１】患者の大腿骨に装置した股関節圧縮ねじ板の立
面図、一部断面図。
面図、一部断面図。
【図２】大腿骨の髄内釘の立面図、一部断面図。
【図３】この発明装置の部分断面図。
【図４】応力−歪グラフ。
【図５】この発明の改良された性能を示すグラフ。
１０ 圧縮股関節ねじ板（骨板）
１１ 髄内釘
１２ 大腿骨
１４ 固定なし
１６ ねじ
１８ バレル
２０ ラッグねじ
２２ 大腿骨頭
２４、２５ 骨折部
２６ 封入スリーブ
２８ マンドレル
３０ テーパー部
３２ 直円筒形部
３４ 矢印
フロントページの続き
(72)発明者 ニール ビー．ビールズ
アメリカ合衆国、テネシー州 38111，メ
ンフイス、エス．グリー 500
Claims (14)
- 【請求項１】 少なくとも１つの固定孔を有する生体適
合性基部からなり、その固定孔が移植具の弾性限度以上
に拡大されている改良された整形外科用移植具。 - 【請求項２】 基部がオーステナイトステンレス鋼、チ
タンベースの合金またはコバルトベースの合金である請
求項１による移植具。 - 【請求項３】 固定孔がその初期直径の少なくとも２．
５％拡大されている請求項２による移植具。 - 【請求項４】 固定孔が初期直径の約２．５〜６％拡大
されている請求項３による移植具。 - 【請求項５】 固定孔が好ましくは初期直径の約３．５
〜４．５％拡大されている請求項３による移植具。 - 【請求項６】 固定孔が冷間加工した後最終直径まで切
削された請求項１〜５のいずれか１つによる移植具。 - 【請求項７】 基部が３１６Ｌ型ステンレス鋼から製造
されている請求項１〜６のいずれか１つによる移植具。 - 【請求項８】 移植具に少なくとも１つの孔を備え、及
び孔の直径を移植具材の弾性限度以上に拡大させる各工
程からなる整形用移植具の孔の疲労集中度を改良する方
法。 - 【請求項９】 孔が初期直径の少なくとも２．５％拡大
されている請求項８の方法。 - 【請求項１０】 孔が初期直径の２．５〜６％拡大され
ている請求項８または９の方法。 - 【請求項１１】 孔が好ましくは初期直径の約３．５％
〜４．５％拡大されている請求項１０の方法。 - 【請求項１２】 ある弾性率を有し、上記移植具より高
強度である封入スリーブをマンドレル上に置き；孔の中
に上記マンドレルとスリーブを挿入し；及び孔の直径を
拡大するために上記スリーブに対して上記マンドレルを
引張る各工程からなる請求項８〜１１のいずれか１つの
孔拡大法。 - 【請求項１３】 移植具が生体適合性オーステナイトス
テンレス鋼、生体適合性チタンベースの合金または生体
適合性コバルトベースの合金から作られる請求項８〜１
２のいずれか１つによる方法。 - 【請求項１４】 固定孔の直径が拡大工程を完了した
後、予め決めた最終直径に切削する工程からなる請求項
８〜１３のいずれか１つによる方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US48528690A | 1990-02-26 | 1990-02-26 | |
| US485286 | 1990-02-26 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH057603A true JPH057603A (ja) | 1993-01-19 |
Family
ID=23927584
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP3031127A Pending JPH057603A (ja) | 1990-02-26 | 1991-02-26 | 耐疲労性整形外科用移植具及びその製造法 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| EP (1) | EP0448233A1 (ja) |
| JP (1) | JPH057603A (ja) |
| AU (1) | AU648538B2 (ja) |
| CA (1) | CA2037034A1 (ja) |
| ZA (1) | ZA911351B (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP3067436B1 (en) | 2006-06-16 | 2019-11-06 | Covidien LP | Implant having high fatigue resistance, delivery system, and method of use |
| DE102006060935A1 (de) * | 2006-12-20 | 2008-06-26 | Wolter, Dietmar F., Prof. Dr. | Kraftträger für ein Knochenfixationssystem |
Family Cites Families (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4471643A (en) * | 1982-02-10 | 1984-09-18 | Fatigue Technology, Inc. | Method and apparatus for prestressing fastener holes |
| DE3433105A1 (de) * | 1984-09-08 | 1986-03-20 | Kernforschungszentrum Karlsruhe Gmbh, 7500 Karlsruhe | Vorrichtung zur fixierung der frakturenden eines knochens |
-
1991
- 1991-02-25 AU AU71339/91A patent/AU648538B2/en not_active Ceased
- 1991-02-25 EP EP91301489A patent/EP0448233A1/en not_active Withdrawn
- 1991-02-25 CA CA002037034A patent/CA2037034A1/en not_active Abandoned
- 1991-02-25 ZA ZA911351A patent/ZA911351B/xx unknown
- 1991-02-26 JP JP3031127A patent/JPH057603A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0448233A1 (en) | 1991-09-25 |
| ZA911351B (en) | 1992-03-25 |
| AU648538B2 (en) | 1994-04-28 |
| CA2037034A1 (en) | 1991-08-27 |
| AU7133991A (en) | 1991-08-29 |
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