JPS6194648A - 骨髄内管を閉塞する装置および方法 - Google Patents

骨髄内管を閉塞する装置および方法

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JPS6194648A
JPS6194648A JP60226620A JP22662085A JPS6194648A JP S6194648 A JPS6194648 A JP S6194648A JP 60226620 A JP60226620 A JP 60226620A JP 22662085 A JP22662085 A JP 22662085A JP S6194648 A JPS6194648 A JP S6194648A
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container
intramedullary canal
fluid
bone
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Dow Corning Corp
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 １１亘ｌ亙且１ 本発明は骨の端部に人工関節器官を植設することを含む
操作の間、特に骨接合剤の加圧注入の間に骨接合剤の流
れを制限し得る膨張可能の装置によって骨髄内管の開放
端部を閉塞する方法に関する。さらに、このような装置
は、膨張された装置を取巻く皮質骨に生ずる恐れのある
弱化を回避するために接合剤が硬化した後で比較的短時
間内に収縮できるようになっている。本発明はまたこの
ような方法に使用する膨張可能の骨接合剤制限装Ｗ（「
膨張可能のプラグ」）に関する。
従来技術 退化性の骨の疾病および骨の関節に対する損傷は濱天然
の関節を人工関節器官人工関節器官に置換えることを必
要とし、または望ましいものとなす。このような置換え
は大腿骨の基端部に人工股関節器官を固定することを含
む。大腿骨は中央長手軸線を通る中空の骨髄内管を含ん
でいる。大腿骨の中央長手軸線に沿って人工股関節器官
のステムが位置するように人工股関節器官を大腿骨に固
定するのが望ましい。大腿骨の基端部がこのような人工
股関節器官を受入れるようになす際に、人工股関節器室
のステムを受入れる適当な寸法の開口が大腿骨の基端部
に作られるのである。この間口は通常大腿骨の中央長手
軸線に沿って適当に骨髄内管内に伸長し、大腿骨に人工
関節器官を固定するためにステムの廻りに骨接合剤が緊
密に詰込まれ得るように充分広くなされるのである。
必要以、Ｅに骨接合剤が骨髄内管内に流入するのを阻止
するために、切除された大腿骨の部片または一部分硬化
された骨接合剤のプラグより成る骨髄内管プラグ（「骨
プラグ」）が接合剤の流れを制限するために使用されて
いた。同様に封止装置を形成するために通路を形成する
皮質骨に対して圧入嵌合する側部を有する種々の骨プラ
グが米国特許第４．２４５．３５９号、（ストラーマ−
，１９８１年１月２０日発布）、 第４．３０２．８５５号、〈スワンソン、１９８１年１
２月１日発布）および 第４．２９３．９６２号、（フソン、１９８１年１０月
１３日発布）において提案されている。圧入嵌合された
骨プラグは一般的に一方向に挿入されるように設計され
、−爪挿入された後では必ずしも取出しができるとは限
らない欠点を有していた。このことはプラグが不注意に
骨髄内管内に深く挿入され過ぎた場合に不利である。こ
のようなプラグの他の欠点は、過大な寸法のものが選ば
れてプラグが過大な力を与えなければ適当な位置まで挿
入できず、また容易には取出し得ないようになることに
よって示される。
大腿骨は血管および組織液が貫通する生きた組織より成
っているから、血液および組織液が逃げることは大腿骨
に対する骨接合剤の接着が不良になる恐れを生ずる。こ
のために加圧状態で大腿骨の基端部の開口に骨接合剤を
注入してこれを多孔性の骨の組織に浸透させ、これによ
って大腿骨に対する接着をさらに良好になすことが益々
普通になって来た。例えば米国特許 第３．８８９．６６５号（リングその他、１９７５年６
月１７日発布）、 第４．３５７．７１６号（ブラウン、１９８２年１１月
９日発布）および第４．４６２，３９４号（ヤコブス、
１９８４年７月３１日発布）がこのような加圧骨接合剤
注入方法の例として参照される。圧入嵌合骨プラグは、
加圧注入装置に使用される時さらに欠点を有する。何故
ならば、圧力がプラグを必要または望まれる以上に深く
骨髄内管内に押し下げる恐れがあるからである。
プラグの移動を回避するために甚だ緊密に嵌合する圧入
嵌合プラグを使用することは、米国特許第４，３４４，
１９０号（リ−その他、１９８２年８月１７日発布）に
記載されている接合剤／骨装置の曲げ剛性に変化を生じ
さぼるようなさらに他の欠点を有する。このり−その他
の特許は接合剤／骨装置の曲げ剛性の変化がプラグが骨
に対して押圧する点にて骨の破壊を生ずる危険を増す恐
れがあることに注目している。リーその他は、骨髄内管
点における破壊を整復するのが極めて困難であることを
述べている。もし、圧入嵌合プラグが骨髄内管の開口に
対して大き過ぎる場合には、−皮調口内にプラグが挿入
された侵でこれを取出す手術が不可能かまたは極めて困
難である。リ−その他によって提供された解決は接合剤
が硬化した接で身体によって再吸収されるような生体を
劣化させない材料の圧入嵌合プラグを作ることである。
これによって骨に対する圧力は接合剤が硬化した後の再
吸収によって軽減され、前述した部分に生ずる破壊の危
険が減少されると述べられている。圧力を解放するため
にプラグの充分な再吸収が行われる前に必要な時間に関
しては何等述べられていない。さらに、プラグの寸法を
選ぶ以外には度合の緊ど度に対する調節を行なう方法が
ないのである。一度挿入されると、プラグは取出すのが
困難で一度挿入されると最良な嵌合の寸法よりｂ小さい
プラグは注入される接合剤の圧力によって骨髄内管内に
さらに深く押込まれる恐れがある。
骨髄内管の内側に固定されるように設計されたプラグが
米国特許第４，４４７．９１５号（ウェーバ−１１９８
４年５月１５日付発布）に開示されている。このウェー
バ−の特許は変形可能で膨張可能な外側ボデーによって
形成されて２部片となされた骨髄内管プラグを示してい
るが、この外側ボデーは多数のセグメントおよび円錐形
の膨張ボデーによって形成されたジャケットを有し、こ
のジャケットが外側ボデー内に引入れられて外側ボデー
を膨張させるようになっている。一度引入れられると、
これらの２つのボデーは外側ボデーの内側および膨張ボ
デーの外側の鋸状歯によってともに永久的に固定される
のである。しかし、一度２つのボデーがともに固定され
ると、たとえ何等かの理由で望まれてもプラグは取出す
ことができないと思われる。同様に、もし骨髄内管の側
部に過大な圧力が加わるような状態でプラグが固定され
ると、プラグの存在が上述のり−その他の特許にて注目
されたように破壊の危険が増加する。
従って次のような特性を有する骨プラグが要求されると
考えられる。すなわち（２）人工関節器官を受入れるた
めの種々の寸法の骨髄内管または骨内の手術開口に対し
て使用可能であること、υたとえ骨プラグが大腿骨内に
存在する狭窄部を越えて押込まれても骨髄内管または手
術開口の壁部に対して制御可能な状態で緊密に固定でき
て骨接合剤、特に加圧状態で注入される骨接合剤がプラ
グを越えて通過するのを制限し１ｑること、（ロ）骨プ
ラグを壁部に対して取付けた後で骨髄内管または手術開
口内に骨接合剤を供給する前に取出し得ること、および
（へ）骨接合剤゛が硬化した後で比較的短時間の内に骨
髄内管または開口の壁部に対ツる圧力を軽減してプラグ
を取巻く骨髄内管または開口の壁部の応力による骨の破
壊を生ずる恐れのある骨の再吸収および形状変化の危険
を減少させることができる特性が要求されると考えられ
る。
発明の目的 本発明の目的は上述のような特性を有する骨プラグおよ
びこのような骨プラグを使用、して人工関節器官を骨の
端部に固定し得る方法を提供することである。
μｍ明の概要 本発明によって上述の目的は生物調和弾性体材料の膨張
可能の骨プラグを使用することによって達成されるが、
この骨プラグは生物調和流体によって膨張されて手術開
口または骨１１（ｉ内管の壁部に対して予め選択された
値の圧力を与え、これによって種々の直径の開口または
骨髄内管に緊密に嵌合できるようになされる。膨張可能
の骨プラグには、このプラグを膨張させるのに使用され
る生物調和流体、望ましくは二酸化炭素ガスが充分な時
間の間骨プラグ内に保持されて液体の骨接合剤がプラグ
の廻りを通過するのを阻止して骨接合剤が硬化するのを
可能になすような装置が設けられている。その後流体は
制御可能な解放装置によって骨プラグか″ら逃がされ、
骨プラグによって壁部に与えられていた圧力が最小限に
低減されるのである。
血管の閉塞を行うのに使用されて来た小型の取外し可能
のバルーンカテーテルは公知であり、若干のものが米国
特許第３，８３４．３９４号（ハンターその他、１９７
４年９月１０日付発布）、第４，３１１．１４６号（ワ
ンダー、１９８２年１月１９日付発布）、第４．３２７
．７３４号（ホワイト、１９８２年５月４日付発布）、
第４．．３４１，２１８号（ニー、１９８２年７月２７
日付発布）および第４．３６４．３９２号（ストローザ
−その他、１９８２年１２月２１日付発布）に記載され
ている。これらの装置は弁によって長いカテーテルの端
部に固定された１つの小さいバルーンを使用していて、
このカテーテルが１つのユニットとして血管を通って挿
入されるようになっている。バルーンは膨張されて血管
の閉塞を行い、カテーテルが取外される。これらの特許
は何れも゛骨髄内管装置によって骨の骨髄内管を閉塞す
ることを示唆していない。さらに、これらの特許に記載
されたバルーンは一般的にそれ自体で収縮するようには
意図されていない。何故ならばホワイトおよびストロー
ザ−その他の特許に記載されているように血管内でバル
ーンを解放させるのは望ましくないからである。米国特
許第４．２１３．４６１号くベヴスナー、１９８０年７
月２２日付発布）はカニユーレの反対側に配置される°
ピンホールを有し、診断の目的で流体がピンホールの部
分から拡散され得るようになされた小型バルーンカテー
テルを開示している。リングその他の特許は膨張可能の
ゴムブらグによって加圧された接合剤の供給を行うのに
使用される加圧接合剤供給装置を開示しているが、ステ
ムが挿入された後で骨髄内管内にさらに接合剤が流入す
るのを制限するためドブラグが骨髄内管内に残されるよ
うにはなっておらず、加圧の間に接合剤が外部に逃げる
のを阻止するように大腿骨の開放端部を封止するように
設計されているだけである。これらの特許は何れも本発
明の首題を構成する新規な方法および装置を開示しては
いない。
本発明の上述およびその他の目的、特徴および利点は当
業者には添付図面を参照した本発明の詳細な説明を読む
ことによって明らかになる。
発明の実施例 図面を参照すれば、第１図は本発明の膨張可能の骨プラ
グ１０の一実施例を示しているが、この骨プラグは全体
的に円筒形で殆どバレル状の容器１２として示されてい
て、この容器１２は一端に設けられた弁開口１４と、骨
髄内管の壁部に対する良好な封止作用を与えるための外
壁上に形成された任意の形状の一連の隆起リブ１６．１
６’および１６″と、プラグ１０が流体によって膨張さ
れ得るように接着剤によって端部に封止状態で固定され
た端部封止ボタン１７とを有する。任意の形状のフィラ
メント１８がボタン１７を完全に貫通している。再封止
可能の弁２０および弁２０を完全に貫通する通路１５が
点線で示されている。
第２図は容器１２の内部領域２１を断面にて示し、通路
１５に導かれる弁開口１４を示していて、この通路は生
物調和流体、の注入によって容器１２の外部と壁部２２
により離隔された内部領１４！１２、ヒの間の連通を可
能としている。容器の弁２ｏおよびボタン１７の端部は
残余の容器の壁部よりも僅かに厚く、容器の中央長手軸
線に沿って膨張を生ずるようになっている。容器は骨髄
内管内で中央長手軸線に沿って骨髄内管内で膨張して加
圧および膨張の後で骨髄内管の中央長手軸線に平行に位
置する加圧された容器の長さがその直径の少なくとも２
倍になるようになされるのが望ましい。
再封止可能の弁２０は簡単な格造である。本発明の膨張
可能の骨プラグを製造するのに多数の再封止可能の弁が
使用できる。
第１図から第４図までに示される膨張可能の骨プラグの
特定の設計は現在望ましい実施例である。
第１図から第４図までおよび第９図から第１０図までに
示される実施例において、弁のステム２４は容器の壁部
２２自体の一体的な部分であって、シリコーン弾性体ま
たはポリウレタン弾性体のような生物調和弾性体材料に
よって構成されている。
本発明の望ましい実施例の新規な特徴の１つは膨張可能
の骨プラグを形成する容器を加圧して膨張させるために
選択された生物調和流体に対して透過性の容器の材料の
選択にある。骨髄内管の望ましい実施例においては、少
なくとも一部分、望ましくは容器全体が、注入される流
体に対して充分に透過性で流体が材料を通って透過して
容器１２の内部領域の加圧後にその圧力を２４時間以内
に最小限に降下させるような材料によって構成されるの
である。しかし容器の壁部２２の材料またはこれの透過
性の部分は、容器が外科医が人工関節器官の挿入を完了
して接合剤が硬化し得るようになすのに充分な時間その
圧力を保持できない程大なる透過性であってはならない
。ミシシッピ”−４８６４０ミツドランドのダウ・コー
ニング・コーポレーションから登録商標「シラスティッ
クｊ（５ＩＬＡＳＴＩＣ）によって商業的に入手できる
医療用品質のシリコーン弾性体は骨髄内管容器を形成す
るのに有用な生物調和材料の１例である。他のシリコー
ン弾性体の例は特許文献から見出すことができる。シリ
コーン弾性体は望ましい材料であるが、これらの材料の
内引裂き抵抗の良好なものが望ましい。何故ならば露出
された骨は容器の壁部を摩損させる恐れがあるからであ
る。容器を加圧するのに使用され得る流体の例は二酸化
炭素、ヘリウム、水または最も望ましい二酸化炭素の等
偏性塩類（ｉｓＯｔｏｎｉｃ　５ａｌｉｎｅ　）の溶液
である。身体に血栓その他の有害な作用を生じさせる流
体は避けなければならない。内部領域２１から外方への
ガス状でない流体の透過は任意のフィラメント１８を附
加することによって増加され得るが、このようなフィラ
メントは不銹鋼のストランドまたは若干の撚られたスト
ランドまたは１つまたはそれ以上の多孔性または登録商
標「ダクロン」（０ＡＣＤＯＮ　）ポリエステルのよう
な非多孔性の生物調和材料のストランドとなし得る。実
質的にポリジメチルシロキサンの弾性体より成る容器と
加圧流体としての二酸化炭素との組合せが現在のところ
二酸化炭素に対するポリジメチルシロキサンの弾性体が
固有の高い透過率を有していることに基づいて望ましい
ものである。
ガス状の流体を使用することは容器が簡単に製造できる
ようになす。何故ならば容器全体が１つの材料で作られ
得るからである。容器の壁部は膨張の間に破裂を生じな
いで内部領１ｉｉ！２１内に圧力を保ち得るような充分
な厚さにしなければならず、また骨髄内管内に挿入する
間に骨と接触して壁部に孔があき、または弱くなるよう
なことを阻止できるように充分に厚くなければならない
。従ってシリコーン弾性体、特にポリジメチルシロキサ
ンの弾性体は容器の材料として使用するのに全く適して
いる。何故ならばこの材料は透過率が高いから、透過率
を実質的に劣下させずに適当な壁部の厚みを選ぶことが
できるからである。このことは、骨接合剤が硬化した後
で膨張された骨プラグが比較的短時間内に減圧され、収
縮してプラグが骨髄内管内に植設された場所で生ずる恐
れのある骨の弱化を回避できるからである。例えば、第
１図の、容器１２は、＾５ＴＨＤ６２４について少なく
とも約０．１８８ｇ／ａｎ　（２００１）、Ｓ、ｉ、）
のＤｉｅ　３引裂き抵抗を有し、＾ＳＴＨＤ　２２４０
について約３０〜４０のショアＡジュロメーター硬度を
有し、ＡＳＴＨＤ４１２について少なくとも６３　Ｋｇ
　／　ｃｔｎ　”（９００ｐ、ｓ、ｉ、）の破壊点にお
ける引張強さと、破壊点における少なくとも５００％の
伸びと、少なくとも５．２５に９／ｃｍ２（７５ｐ、ｓ
、ｉ、）の１００％モジュラスを有する医療用品質のポ
リジメチルシロキサン弾性体から通常のモールド成形技
術を利用して全体がモールド成形されて弁のステム２４
が容器１２の残余の部分から伸長するようになされるこ
とができる。通路１５は剣またはその他の切断装置を部
分２４を通して完全に移動させ、開口１４にて容器１２
の壁部を通して排出させることによって作られる。容器
１２が作られたのと同じ形式の材料に附加的に硫化バリ
ウムのような放射線不透過性の充填剤を含有して放射線
写真を可能になされて、植設されＩこプラグを視認可能
となす弾性体であるシリコーン弾性体から作られた、溶
剤で膨張可能の弾性バンド２６が溶剤中で膨張されてス
テム２４上に嵌合されることができるが、この弾性バン
ドはステム２４の外径よりも僅かに小さい内径を有する
ようになされている。溶剤は魚介でき、バンドがステム
２４上に収縮して通路１５を封止し、再封止可能の弁２
０が容器１２の一端に設けられるようになされる。他の
再封止可能の弁の設計も当業者にはよく判るように利用
できる。例えば小型バルーンカテーテルに関して既述し
た特許に記載された弁を参照できる。次に容器はこれに
残された孔によって内側を外側に引繰り返されて弁２０
が内部領域２１内にあるようになされる。開口２０２が
針４９の先端が領域２１内に伸長できるようになす開口
を形成している。次にボタン１７がシリコーンまたはそ
の他の接着剤によて容器１２の孔を封止するのに使用さ
れ、内部領域２１が加圧され得るようになる。ボタン１
７は任意のフィラメント１８を含むことができ、または
任意の適当な直径の通路がボタン１７を通って伸長する
ように作られて内側領域２１から圧力を制御しながら解
放できるようになされる。透過性の容器が望まれる他の
理由は、もしボタン１７を通る通路ま・たは容器１２の
何れかの場所にある収縮用通路が容器を挿入する時に骨
によって覆われる場合（すなわちもし容器が挿入によっ
て捩れ、または第８図に示されるようには挿入されない
場合）には内部圧力の解放が所望の速度で行われない恐
れがあるからである。このことは第９図および第１０図
の実施例を利用することによって最少限になされるが、
しかし容器全体を流体に対して透過性になすことが望ま
しい。
第３図はプラグ１０の端面図を示し、容器１２内の弁開
口１４および弁２０とステム２４および弾性バンド２６
（点線にて示されている）との関係を示している。開口
１４は僅かに凹形で通路１５がその凹形の最低部にある
。
第４図は流体注入装置４０に固定されたプラグ１０を示
しているが、この流体注入装置はプラグ１０内に予め選
択された量の流体を計量して注入するようになっている
。装置４ｏは一端が３路停止コツク４２に封止状態で連
通ずる剛性的な中空管４１より成っている。管４１に加
えて停止コック４２はさらに中空管４４および４６をそ
れぞれ含んでいて、これらの管の内側の基端部は総て回
転可能のインナート４３と封止状態で連通していて、こ
のインサートは、管４１．４４および４６の内側基端部
の何れが他の内側基端部に連通されるべきかを選択する
通路４０３を有する。管４１．４４および４６は金属、
ガラスまたはその他の生物調和性の滅菌可能の材料から
作られることができる。管４１はまた第７図に位置７１
にて示されるように手術開口および骨髄内管内にプラグ
を挿入するのを助は得るように曲げられることができる
。管４１は一連の較正マーク４０１を含み、外科医が骨
プラグ１ｏを骨髄内管内の所望の位置に配置するのを助
けるようになっている。較正された注射筒４７が管４６
と封止状態で連通し、プラグ１０内に注入される流体の
供給源に連結された流体供給管４５は管４４に封止状態
で固定されている。任意の圧力ゲージ４１０が停止コッ
ク４２に封止状態で固定されている。管４１の停止コッ
ク４２とは反対側の端部は弾丸の先端のような形状の注
入針４９に封止状態で固定され、この針４９はプラグ１
ｏの通路１５を貫通して針４９の上端が固定されている
コネクター４８によってプラグ１０の加圧および膨張を
行うようになっている。針４９は、挿入の間に針の上に
骨プラグを保持するのに役立つ底部４０８を含んでいる
。針４９およびコネクター４８は不銹鋼のような剛性材
料となされるのが望ましい。
使用に際し、停止コック４２の回転可能のインサート４
３が回転されて通路４０３が管４５を流過する流体と整
合するようになされ、注射筒４７および管４１が空気を
排除されて注入される流体で充満されることができるの
である。骨プラグは挿入の前に数回膨張され、伸長され
、収縮されて骨髄内管内で正しく膨張するのを保証する
のが望ましい。また骨プラグは挿入の前にできるだけ収
縮されて骨髄内管内に挿入して配置するのを容易になす
のが望ましい。同様にプラグ１０は排気されて注入され
る流体のみがプラグ１ｏの内部に存在するようになし得
る。排気および伸長の後で、プラグは骨髄内管内に挿入
できる準備状態になるのである。
第５図から第８図までは、説明を容易にするために重要
でない総ての身体構造を省略して人工股関節器官を大腿
骨の基端部に固定する場合を断面図にて示すことによっ
て本発明の方法を示している。第５図は大腿骨５０の基
端部の準備を行う最終段階を示す。人工股関節器官のス
テムを受入れるための大腿骨の基端部の手術開口５１は
当業者には公知の通常の操作によって作られるから、こ
こでは説明を要しない。第５図は硬い皮質骨５２および
柔らかい多孔性骨５４を通って作られた大腿骨５２の手
術間口５１から骨の砕片および組織液を除去する吸引装
置５８を使用する状態を示している。開口５１は、骨髄
内管５９との接触が行われるように伸長されている。
第６図はハンドル６１によって開口５１内に較正された
測定装置６０の測定ヘッド６２を所望の深さく所望の場
合深さ案内マークがハンドルに設けられることができる
）まで挿入される状態を示しているが、この深さは人工
股関節器官のステムの最下部が伸長すべき距離に少なく
とも等しいか、これよりも僅かに大きいのが望ましい。
測定ヘッド６２は種々の寸法になされて測定ヘッドの寸
法がプラグ１０の内部領域２１内に注入される流体の量
に関連され、外科医がプラグ１０を充分に正しく膨張さ
せて、接合剤がプラグを越えて流れたり、プラグが骨髄
内管５９をさらに下方まで押込まれないことを保証でき
るようになされている。
同様に、骨髄内管内でプラグが過大に膨張することが回
避できる。プラグ１０は膨張するから、手術開口または
骨髄内管の種々の直径のものが１つのプラグの寸法に適
応できるのである。良さが２０．３Ｍ（０，８ｉｎ）で
直径が１１．７ｍｍ（０，４６ｉｎ）のポリジメチルシ
ロキサン弾性体の骨プラグが作られて、人間の死体に試
験されたが良好な結果を得た。測定ヘッド６２はまた特
定のレベルの圧力に較正でき、任意のゲージ４１０によ
ってその値を読取ることができ、このようにして膨張可
能の骨プラグ１０が骨髄内管５９内に挿入された後で骨
プラグ１０の加圧レベルを外科医に実際にフィードバッ
クすることができるのである。針４９は弁２０と封止状
態で係合可能であるから、圧力は調節することができ、
または針４９全体がプラグ１０の内部領域２１内の圧力
を解放することによって取出されることができ、または
もし針が取出された場合には針は再度挿入されて前述の
操作が繰返されることができる。
装置４ｏは、第７図に示されるようにボタン１７を支持
している端部を最初に開口５１を通して挿入することに
よってプラグ１０を挿入するための装置として使用でき
る。深さマーク（図示せず）が管４１に設けられて外科
医が骨髄内管５９内のプラグ１０の正しい位置決め（図
示の目的で参照符号７０によってしめされている）を決
定できるようになしている。プラグは次に加圧されて既
述のように予め選択されたレベルまで膨張される。装置
４０は引出されてプラグ１ｏを定位置に保持し、通常の
技術によって開口５１が骨接合剤によって、望ましくは
加圧状態で充填される。人工股関節器官のステムは、本
発明を構成しない公知の技術によって接合剤の導入の前
、間または後で挿入されることができるのである。
第８図は大腿骨の頭部８２およびステム８４を有する人
工股関節器官８０を示している。ステム８４は骨接合剤
８６によって包囲され、骨接合剤は硬化されてこれによ
ってステム８４を強固に固定し、これによって人工股関
節器官８０を大腿骨の基部に固定することができる。プ
ラグ１０は、骨５２によって包囲された骨髄内管５９の
壁部に対するプラグ１ｏの緊密な嵌合によって接合剤が
骨髄内管５９内にプラグ１０を越えて侵入するのを阻止
する。次にプラグ１０は成る時間の後で内圧を失い、収
縮してプラグを取巻く領域８８として示される骨５２に
対する圧力を解放する。骨は生きているから、領域８８
内の圧力は領域８８における骨の再吸収または他の骨の
特性の変化を生じさせる恐れがある。本発明の膨張可能
の骨プラグは成る時間後に内圧を失うように作られてい
るから、このようなプラグの近辺の骨構造の変化の結果
としてこの部分に生ずる破壊の恐れは最少限になされる
のである。
試験に際し、約６０ｍ１の二酸化炭素ガスが第４図に示
される型式のガス注射筒内に入れられて、本発明の骨プ
ラグを約２．１Ｋｇ／ｃＩＲ２（約３０ｐ、　ｓ、　ｉ
、　）の圧力に膨張させるのに使用された。骨接合剤は
骨髄内管内に注入されて硬化して人工股関節器官の挿入
を押込み得る状態になされた。放射線写真が接合剤の挿
入の前および後でｆｌｉｔ影された。骨プラグは挿入後
約６時間で収縮したように観察された。
第９図および第１０図は本発明にて有用な膨張可能の骨
プラグの変形実施例を示しているが、この変形実施例は
骨プラグ９ｏとして示され、ロッキングリング４０２に
よってコネクター４８に固定された管４１として注入装
置４ｏを部分的に示し、針４９が再封止可能の弁１００
を通して挿入されて球状部分４０８が針を弁１００内に
保持し、中空の先端４０９が中空空間１０５内に伸長し
て針４９を通して注入された流体が空間１０５内に通さ
れ、この空間１０５は間口１０８および１０９を経て容
器９２の中空の内部領域１０１に連通しているので流体
はこの内部領［１０１内に通されて容器９２の加圧を行
うのである。第１図に示されるプラグ１０の容器１２と
同様に容器９２はボタン９７を含み、このボタンが容器
９２の端部を封止している。容器９２は容器１２につい
て説明されたと全く同様に構成され、３つの隆起リブ９
１６．９１６′および９１６　″を含んでいる。弁１０
０は弁２０について説明されたと同様な方法で構成され
るが、弁ステム１０４の中心を通る通路を作り、弾性バ
ンド１０６゛をステムの上に配置してバンドがステム１
０４上にて収縮して弁１００を形成するようになってい
る。この実施例においては、ボタン９７は中空の管状の
部分１０７を有し、この部分が容器９２の中央長手軸線
に沿って弁１００とは反対側の容器９２の端部から伸長
して弁１００上に嵌合するようになっている。骨髄内管
ボタン９７の形状はプラグ９２を挿入に際してさらに直
線状に保ち、プラグが挿入の際に横にそれて骨髄内管の
側部に対する適当な封止を形成する能力を失う機会を減
少させる。所望の場合、弁１ｏＯ上に嵌合する部分１０
７の端部はまた弁１００のバンド１０６に固定されてプ
ラグ９２の中央長手軸線に沿って伸長するのを制限し、
さらに大なる圧力がこの軸線から半径方向に骨髄内管の
側部に与えられるようになすことができる。
本発明は股関節を人工股関節器官に置換えることに関し
て説明されたが、このような技術は骨髄　４゜内管内へ
の骨接合剤の流れを制限することが望まれる他の関節の
置換にも利用できる。
さらに、膨張可能の骨プラグの他の修正および変形およ
びこれを使用する方法は当業者には前述の水閘１１１書
の説明および図面を見れば明らかになる。従って、膨張
可能の骨プラグのさらに他の変形およびこれを使用する
方法はここに特定して説明されていなくても特許請求の
範囲の限定の範囲内で行い得るものとする。
発明の効果 本発明は上述のように構成されているから、秤種に異、
なる寸法の骨髄内管および手術開口に適応し得て、制御
可能な状態で骨髄内管の側部に緊密に固定でき、骨接合
剤の骨プラグを越える過大な流れを阻止し、固定した後
で骨接合剤を供給する前に取出すことができ、骨接合剤
が硬化した後で比較的短時間で圧力を解放して骨の再吸
収または変形の危険を減少させ得る性能の良好な人工関
節器官を提供し得るのである。
【図面の簡単な説明】
第１図は内部構成要素を点線で示した本発明の膨張可能
の骨プラグの平面図。 第２図は第１図の膨張可能の骨プラグの第１図の線２−
２に沿う断面図。 第３図は第１図の膨張可能の骨プラグの第１図の線３−
３に沿う端面図。 第４図はプラグ上に設けられた弁内に配置された中空針
を有する流体注入装置に嵌合された本発明の膨張可能の
骨プラグの斜視図。 第５図は人口股関節器官のステムを受入れるように大腿
骨の基端部を準備する最終段階を示す断面図。 第６図はプラグ内に注入される流体の吊を決定するため
骨髄内管内に較正された測定装置を挿入する状態を示す
断面図。 第７図は本発明の膨張可能の骨プラグの挿入状態を示す
断面図。 第８図は大腿骨の開口内に骨接合剤および人工股関節器
官のステムが挿入された後の定位置に配置されている膨
張可能の骨プラグを示す断面図。 第９図は中央の剛性化ロッドを含む膨張可能の骨プラグ
の変形実施例の平面図。 第１０図は第９図の膨張可能の骨プラグの第９図の線９
−９に沿う断面図。

Claims (6)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）端部が開放された骨髄内管の開放端部内に人工関
    節器官のステムを固定するのに使用される骨接合剤の流
    れを制限するために前記端部が開放された骨髄内管を閉
    塞する膨張可能の骨プラグにおいて、前記プラグが前記
    骨髄内管内に受入れられるのに適した外部壁形状部（２
    ２）および内部領域（２１）を包囲する内部壁を有する
    生物調和弾性材料の膨張可能の容器（１２）を含み、前
    記容器は再封止可能の弁装置（２０）に嵌合される第１
    の端部であつて、この弁装置と封止係合可能のさらに他
    の協働する注入装置を使用することによつて前記内部領
    域内に生物調和流体の注入を可能となす前記第１の端部
    と、これと反対側の第２の端部とを有し、前記第２の端
    部は前記骨髄内管の前記開放端部内に最初に挿入される
    方の端部であり、前記容器の壁部は前記生物調和流体の
    注入によつて生ずる圧力を収容できる充分な強度および
    厚さを有し、前記容器はさらに前記流体の圧力を生ずる
    量の注入後に予め選択された時間内に前記内部領域内の
    圧力を最小限に減小させるために前記生物調和流体を制
    御しながら解放する装置（１７）を含んでいることを特
    徴とする膨張可能の骨プラグ。
  2. （２）前記容器が全体的に円筒形の形状を有し、前記圧
    力を生ずる量の流体を注入された後で、前記骨髄内管の
    中央長手軸線に平行に位置する加圧された容器の長さが
    もとの長さの少なくとも２倍になるように前記骨髄内管
    内で膨張するように構成されている特許請求の範囲第１
    項記載の膨張可能の骨プラグ。
  3. （３）前記内部領域内の圧力を制御しながら解放する装
    置が容器を含み、これの少なくとも一部分が、前記注入
    された流体が制御された状態で透過し得る材料によつて
    作られている特許請求の範囲第１項記載の膨張可能の骨
    プラグ。
  4. （４）前記容器の少なくとも一部分がシリコーン弾性体
    によつて製造されていて、前記容器の内部に注入される
    流体が二酸化炭素ガスおよびヘリウムガスより成る群か
    ら選ばれている特許請求の範囲第３項記載の膨張可能の
    骨プラグ。
  5. （５）前記容器が実質的にポリジメチルシロキサン弾性
    体によつて製造されていて、前記流体が二酸化炭素ガス
    である特許請求の範囲第４項記載の膨張可能の骨プラグ
    。
  6. （６）前記容器が全体的に円筒形の形状を有し、前記圧
    力を生ずる量の流体を注入された後で、前記骨髄内管の
    中央長手軸線に平行に位置する加圧されたプラグの長さ
    がその直径の少なくとも２倍になるように前記骨髄内管
    内で膨張するように構成されている特許請求の範囲第５
    項記載の膨張可能の骨プラグ。
JP60226620A 1984-10-12 1985-10-11 骨髄内管を閉塞する装置および方法 Pending JPS6194648A (ja)

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