KR20140072823A - 동적 뼈 고정기 및 동적 뼈 고정기의 제조 방법 - Google Patents

동적 뼈 고정기 및 동적 뼈 고정기의 제조 방법 Download PDF

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루쯔 비이더만
빌프리트 맷티스
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비이더만 테크놀로지스 게엠베하 & 코. 카게
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Abstract

본 발명은 기능적 뼈 고정기에 관한 것으로, 이러한 기능적 뼈 고정기는
제 1 단부(11), 제 2 단부(12), 상기 제 1 단부와 상기 제 2 단부 사이의 관 모양 섹션(13)을 가지는 고정기 부재(1, 1', 1"), 상기 제 1 단부로부터 상기 제 2 단부까지 연장하는 세로축(L), 외부 표면, 및 상기 외부 표면의 적어도 일부에서 뼈와 맞물리기 위한 뼈 맞물림 구조물(14)을 포함하고,
세로 방향 코어 부재(2, 2', 2", 2'")는 관 모양 섹션(13)에서 적어도 부분적으로 제공되고, 코어 부재의 제 2 부분(22a)에서 고정기 부재에 연결되며, 고정기 부재에 연결되지 않고 고정기 부재에 관해 이동 가능한 제 1 부분(21a)을 가지고,
상기 코어 부재는 Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금을 포함하는 제 1 물질로 적어도 부분적으로 만들어지고, 이러한 제 1 물질은 바람직하게는 니티놀인 것을 특징으로 한다.

Description

동적 뼈 고정기 및 동적 뼈 고정기의 제조 방법{Dynamic Bone Anchor and Method of Manufacturing the Same}
본 발명은 동적(dynamic) 뼈 고정기와 동적 뼈 고정기를 제조하는 방법에 관한 것이다. 이러한 동적 뼈 고정기는 뼈 또는 척추에 고정하기 위한 고정기 부재와, 이러한 고정기 부재에 관해 이동 가능한 부분이 고정기 부재에 제공된 세로 방향 코어 부재를 포함한다. 이 코어 부재는 적어도 부분적으로는 초탄성 성질들을 가지는 Ni-Ti 기반 형상 기억 합금을 포함하는 물질로 만들어진다. 그러한 동적 뼈 고정기를 제조하는 방법은 코어 부재의 물질의 형상 기억 효과를 사용한다. 동적 뼈 고정기는 특히 척추의 동적 뼈 고정 또는 동적 안정화 분야에 적용 가능하다.
동적 뼈 고정기는, 예를 들면 US 2005/0154390A1호로부터 알려져 있다. 이러한 뼈 고정기의 샤프트는 탄력 있고 유연성이 있는 섹션을 포함한다.
또 다른 동적 뼈 고정 요소는 US 2009/0157123A1호로부터 알려져 있다. 이러한 동적 뼈 고정 요소는 뼈 맞물림 성분과 부하 운반체 맞물림 성분을 포함한다. 뼈 맞물림 성분은 환자의 뼈와 관강(lumen)을 맞물리기 위한 복수의 나삿니를 포함한다. 부하 운반체 맞물림 성분은 부하 운반체를 맞물리기 위한 헤드 부분과, 관강으로 적어도 부분적으로 연장하는 샤프트 부분을 포함한다. 샤프트 부분의 말단부는 관강과 결합되고, 샤프트 부분의 외부 표면의 적어도 일부가 간극(gap)을 통해 관강의 내부 표면의 적어도 일부로부터 간격을 두고 떨어져 있어, 헤드 부분이 뼈 맞물림 성분에 관해 이동할 수 있게 되어 있다. 부하 운반체 맞물림 성분은, 예를 들면 강한 금속 또는 CoCrMo, CoCrMoC, CoCrNi 또는 CoCrWNi와 같은 금속 합금처럼 강한 강도를 가진 물질로 만들어질 수 있다. 특별히 바람직한 일 실시예에서, 뼈 고정 성분은 티타늄이나 티타늄 합금으로 만들어지고, 부하 운반체 맞물림 부분은 코발트 크롬(CoCr)으로부터 만들어진다.
본 발명의 목적은 뼈 고정기의 헤드가 뼈 고정기를 뼈 또는 척추에 고정시킨 후, 제안된 움직임을 수행할 수 있는 것을 허용하는 개선된 동적 뼈 고정기를 제공하는 것이다. 더 나아가, 그러한 동적 뼈 고정기를 제조하는 방법이 제공된다.
이러한 목적은 청구항 1에 따른 동적 뼈 고정기에 의해 해결되고, 청구항 15에 따른 동적 뼈 고정기를 제조하는 방법에 의해 해결된다. 추가 발전 사항들은 종속항들에 주어진다.
동적 뼈 고정기로, 고정되거나 안정화되어야 할 뼈 부분들 또는 척추가 서로에 대해 제어된 제한된 동작을 행할 수 있다. 동적 뼈 고정기의 고정기 부재에 제공된 코어 부재는 바람직하게는 뼈 고정기가 환자에서 사용되는 상태 하에서 초탄성 야금(metallurgical) 상태에 있는 Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금으로 만들어진다.
초탄성 또는 때때로 의탄성(pseudoelasticity)이라고 부르는 것은 그것이 인가된 스트레스를 해제하도록 형성될 때, 동시에 긴장을 겪는 스트레스 유도된 마르텐사이트(martensite)의 생성을 수반한다. 인가된 스트레스가 제거되면, 열적으로 불안정한 마르텐사이트가 오스테나이트(austenite)로 되돌아가고, 긴장이 0으로 복귀한다. 이러한 거동은 물질에 높은 탄력성을 제공한다.
코어 부재의 초탄성 거동으로 인해, 고정기 부재에 대한 코어 부재의 가능한 이동 정도는 초탄성이 없는 물질들에 비해 증가한다. Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금의 스트레스-긴장 그림에 있어서의 안정기(plateau)는 스트레스-유도된 마르텐사이트가 형성을 시작할 때 나타난 실질적으로 일정한 스트레스를 보여준다. 이는 예를 들면 동적 뼈 고정기의 나사 조임 동안 과부하 보호를 위해 제공된다. 또한, 전체 뼈 고정기는 다른 물질들로 만들어진 동일한 타입의 뼈 고정기들에 비해 비교적 짧은 길이를 가지도록 설계될 수 있다.
뼈 고정기의 헤드는 뼈 고정기의 중심축에 관해 회전 및/또는 병진 운동을 행할 수 있다.
동적 뼈 고정기는 모듈러 시스템으로 제공될 수 있고, 그러한 경우 코어 부재는 상이한 모양, 상이한 길이 또는 상이한 나삿니 타입, 바브(barb)들 등과 같은 다른 상이한 성질들을 지닌 고정기 부재들과 선택적으로 결합될 수 있다. 이는 전체 고정기의 동적 특징들을 실질적으로 규정하는 코어 부재의 특징들이 고정기 부재들과 코어 부재들의 많은 상이한 조합들에 관해 알려져 있다는 장점을 가진다.
그것들의 외형, 길이 또는 다른 성질들에 있어서 상이한 코어 부재들을 제공하고, 그것들을 적합한 고정기 부재들과 결합시킴으로써, 다양한 동적 성질들이 달성될 수 있다.
코어 부재의 Ni-Ti 형상 기억 합금의 형상 기억 효과를 이용하는 뼈 고정기를 제조하는 방법을 가지고, 코어 부재는 상이한 길이 또는 다른 상이한 성질들을 지니는 고정기 부재들에 쉽게 연결될 수 있다. 이렇게 이루어진 코어 부재와 고정기 부재 사이의 프레스-핏(press-fit) 연결은 일반적으로 발생된 프레스-핏 연결들보다 더 높은 강도를 가진다.
본 발명의 추가 특징들 및 장점들은 첨부 도면에 의해 실시예들의 설명으로부터 분명해진다.
도 1은 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 분해 사시도.
도 2는 조립된 상태에 있는 도 1의 동적 뼈 고정기의 사시도.
도 3은 고정기 축을 포함하는 평면에서 단면이 취해진, 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 고정기 부재의 단면도.
도 4는 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 코어 부재의 측면도.
도 5는 도 4에 도시된 코어 부재 상으로의 평면도.
도 6은 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 헤드의 사시도.
도 7은 헤드가 방향이 돌려지지 않은 상태에 있을 때 고정기 축을 포함하는 평면에서 단면이 취해진, 도 6에 도시된 헤드의 단면도.
도 8(a)는 코어 부재가 상이한 고정기 부재들과 선택적으로 결합되는, 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기를 제조하는 단계의 단면도.
도 8(b)는 코어 부재가 고정기 부재에 고정되기 전에 코어 부재의 단부의 외형을 나타내는 개략도.
도 9(a)는 단면이 고정기 축을 포함하는 평면에서 취해진, 제 1 실시예에 따른 조립된 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 9(b)는 고정기 부재에 코어 부재를 삽입하고, 코어 부재를 가열한 후의 코어 부재의 단부의 개략도.
도 10은 고정기 부재에 대한 헤드의 병진 운동의 개략적인 표시를 지닌 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 11은 고정기 부재에 대한 헤드의 회전 운동의 개략적 표시를 지닌 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 12는 뼈 고정기의 전형적인 스트레스-긴장 그림을 보여주는 도면.
도 13은 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기가 고정 요소로서 사용되는 다축 척추경(pedicle) 나사의 단면도.
도 14는 뼈 부분들에 동적 고정을 제공하기 위한 뼈 플레이트를 가지고 사용된 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 15는 제 2 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 분해 사시도.
도 16은 도 15에 따른 동적 뼈 고정기의 사시도.
도 17은 고정기 축을 포함하는 평면에서 단면이 취해진, 도 16에 따른 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 18은 제 3 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 분해 사시도.
도 19는 조립된 상태에 있는, 도 18에 따른 동적 뼈 고정기의 사시도.
도 20은 고정기 축을 포함하는 평면에서 단면이 취해진, 제 3 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 단면도.
도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이, 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기는 나사 부재의 형태로 된 고정기 부재(1), 코어 부재(2), 및 헤드(3)를 포함한다. 이러한 코어 부재는 고정기 부재(1) 내로 삽입되어 연결될 수 있고, 헤드(3)가 코어 부재에 연결될 수 있다.
도 3에 도시된 바와 같이, 고정기 부재(1)는 제 1 단부(11), 반대측 제 2 단부(12), 및 제 1 단부(11)와 제 2 단부(12)를 통과하여 연장하는 세로축(L)을 포함한다. 세로축(L)은 뼈 고정기의 중심축을 형성한다. 제 1 단부(11)와 인접하게, 고정기 부재(1)는 고정기 부재(1)가 제 1 단부(11)에서 개방되어 있도록 관 모양 섹션(13)을 포함한다. 관 모양 섹션(13)은 제 2 단부(12)로부터 일정 거리만큼 연장하고, 내부 직경(d1)과, 아래에 설명된 바와 같이 코어 부재(2)의 부분을 수용하도록 적응된 길이를 가진다. 관 모양 섹션(13)의 끝 면(13a)은 코어 부재를 삽입하기 위한 정지부(stop)를 제공한다. 고정기 부재(1)의 제 2 단부(12)는 팁(tip) 부분으로서 형성된다. 고정기 부재의 외부 면의 적어도 일부에는 고정기 부재가 사용될 때, 뼈 또는 척추와 맞물리도록 구성되는 뼈 맞물림 구조(14)가 제공된다. 도시된 실시예에서, 뼈 맞물림 구조로서 뼈 나삿니가 제공된다. 뼈 나삿니는 실질적으로 고정기 부재의 길이 전체에 걸쳐 연장하지만, 또한 고정기 부재의 외부 면의 한 부분에서만 존재할 수 있다.
고정기 부재(1)는 코어 부재(2)의 물질의 탄성 계수에 비해 더 높은 탄성 계수를 가지는 물질로 만들어지고, 이는 고정기 부재가 코어 부재의 물질에 비해 더 뻣뻣한 물질로 만들어짐을 의미한다. 고정기 부재(1)는 티타늄이나 스테인레스 스틸로 만들어지는 것이 바람직하다. 고정기 부재(1)는 또한 고정기 부재의 길이와 벽 두께와 같은 값이, 고정기 부재가 뼈에 삽입될 때 유연한 거동을 가지지 않도록 정해진다고 하면, 생체에 적합한 폴리머 물질로 만들어질 수 있다.
도 4 및 도 5에 도시된 바와 같이, 코어 부재(2)는 제 1 단부(21)와 반대측 제 2 단부(22), 및 실질적으로 로드(rod)-모양의 중앙부(23)를 포함하는 세로 부재이다. 중앙부(23)는 고정기 부재(1)의 관 모양 섹션(13)의 내부 직경(d1)보다 작은 외부 직경(d2)을 지닌 원형 단부를 가진다. 제 1 단부(21)에 인접하게, 제 1 연결부(21a)가 존재하고, 제 2 단부(22)와 인접하게, 제 2 부분(22a)이 존재한다. 특히 도 5에서 알 수 있는 것처럼, 연결 부분(21a, 22a)은 둥근 가장자리들을 지닌 정사각형 외부 외형을 가진다. 정사각형의 하나의 편평한 면으로부터 반대측 편평한 면까지의 걸이(d3)는 연결부(22a)가 아래에 설명된 것처럼, 관 모양 섹션(13)에서 프레스-핏 방식으로 연결되도록, 코어 부재(2)의 중앙부(23)의 외부 직경(d2)보다 약간 더 크다. 연결부(22a)는 관 모양 섹션(13) 내에 충분한 고정을 제공하도록 적응된 축 방향으로의 길이를 가진다. 제 1 단부(21)에서의 연결부(21a)는 헤드(3)와의 연결 역할을 하고, 제 2 연결부(22a)의 모양과 유사한 모양을 가진다. 중앙부(23)와 연결부(21a, 22a) 사이에는, 각각 각각의 연결부(21a, 22a) 쪽으로 외부 직경이 증가하는 전이부(21b, 22b)가 존재한다. 코어 부재(2)의 총 길이는 코어 부재(2)가 고정기 부재(1) 내로 삽입되고, 코어 부재(2)의 제 2 단부(22)가 고정기 부재의 관 모양 섹션(13)의 끝 면(13a)에 기대어 접할 때, 코어 부재(2)가 적어도 제 1 연결부(21a)와 제 2 전이부(21b)를 지닌 고정기 부재의 열린 제 1 단부(11)로부터 돌출하도록 정해진다.
코어 부재(2)는 니켈-티타늄 기반의 형상 기억 합금, 바람직하게는 니티놀에 기초한 물질로 만들어진다. 이 물질은 초탄성을 나타낸다. 초탄성은 오스테나이트계 금속학적 상태로 존재한다. 특히, 초탄성은 오스테나이트계 전이 온도까지 스트레스가 없는 마르텐사이트 약간 위의 온도 범위에 존재한다. 이는 신체 온도를 포함하는 사용 온도 범위이어야 한다. 더 바람직하게는, 코어 부재(2)는 ELI(extra low interstitial) 타입의 니켈-티타늄에 기초한 형상 기억 합금, 특히 ELI 타입의 니티놀로 만들어진다. 그러한 물질은 순도가 높고 특히 ELI 타입이 아닌 다른 니티놀 합금들에 비해 산소를 덜 포함한다. 예를 들면, 산소 함량은 0.025wt% 미만, 바람직하게는 0.010wt% 이하, 더 바람직하게는 0.005wt% 이하이다. 그러한 물질은 ELI 타입이 아닌 다른 형상 기억 합금들의 피로 강도보다 2배까지 더 높을 수 있는 피로 강도 한계를 가진다.
헤드는 도 6 및 도 7을 참조하여 설명된다. 헤드(3)는 제 1 단부(31)와, 반대측 제 2 단부(32), 및 제 1 단부(31)에 인접한 구형 세그먼트 형상부(33)를 포함한다. 제 1 단부(31)의 자유 단면에서는, 구동기와 맞물리기 위한 맞물림부(34)가 제공된다. 구형 세그먼트 형상부(33)에 인접하게, 코어 부재(2)의 제 1 연결부(21a)를 수용하기 위한 원통형 오목부(36)를 지닌 원통형 넥(neck) 부분(35)이 존재한다. 이러한 오목부(36)의 길이 및 내부 직경은, 제 1 연결부(21a)가 내부에 프리스-핏 연결로 수용될 수 있도록 그 값이 정해진다.
도 8(a) 내지 도 9(b)에서는, 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기를 제조하는 단계들이 보여진다. 첫 번째로는, 코어 부재(2)가 헤드(3)로 미리 조립되고, 그 경우 제 1 연결부(21a)가 프레스-핏 방식으로 헤드(3)의 원통형 오목부(36)에 연결된다. 제 2 연결부(22a)는 도 4 및 도 5에 도시된 것과 같이, 그것의 최종 형상으로 미리 될 수 있다. 그 다음, 코어 오스테나이트로부터 마르텐사이트로의 물질의 상 전이가 일어나도록, 마르텐사이트 완료 온도(Mf) 미만으로 코어 부재의 적어도 제 2 연결부(22a)가 냉각된다.
도 8(a)에 도시된 바와 같이, 예를 들면 샤프트의 길이에 있어서 상이한 적어도 2개의 고정기 부재(1, 1')를 포함하는 모듈러 시스템이 제공될 수 있다. 코어 부재(2)는 적어도 2개의 고정기 부재들(1, 1') 중 하나의 관 모양 섹션(13)으로 선택적으로 도입될 수 있다.
도 9(a)를 참조하면, 코어 부재의 제 2 단부(22)가 관 모양 섹션(13)의 바닥 면(13a)에 기대어 접할 때까지, 헤드(3)로 미리 조립된 코어 부재(2)가 고정기(1, 1') 중 하나의 관 모양 섹션(13) 내로 도입된다. 그로 인해, 코어 부재의 제 2 연결부(22a)가, 예를 들면 편평한 면들이 도 8(b)에 도시된 것처럼, 그것의 본래 형상보다 서로 더 작은 거리의 형태를 가지도록 힘이 전해지도록 변형된다. 이로 인해, 제 2 연결부(22a)는 고정기 부재(1)의 관 모양 섹션(13) 내로 도입될 수 있다. 마르텐사이트 상(phase)의 변형 능력으로 인해, 적은 힘으로 그리고 마멸이 거의 없이 삽입이 이루어질 수 있다.
다음 단계에서는,제 2 연결부(22a)를 오스테나이트 완료 온도(Af) 위로 가열하는 것이 마르텐사이트로부터 오스테나이트로의 상 전이를 가져오고, 형상 기억 효과로 인해, 도 9(b)에 도시된 것처럼 제 2 연결부(22a)의 형상을 둥근 정사각형 외형을 지닌 그것의 본래 형상으로의 변화를 가져온다. 따라서, 제조 과정은 코어 부재(2)의 형상 기억 거동을 사용한다. 이러한 절차와 연결 부분의 정사각형 형상에 의해, 종래의 가공 기술들에 기초한 프레스-핏 연결보다 강한, 형상 기억 효과를 이용하는 디스토션-핏(distortion-fit) 연결을 통해 특별히 강한 프레스-핏 연결이 이루어질 수 있다.
코어 부재(2)와 헤드(3) 사이의 연결은 또한 동일한 방식으로 이루어질 수 있음이 주목되어야 한다.
조립된 상태에 있는 도 10을 참조하면, 헤드의 제 2 단부(32)와 고정기 부재의 제 1 단부(11) 사이에는 간극(37)이 존재한다. 또한, 코어 부재(2)의 중앙부(23)와 관 모양 섹션(13)의 벽 사이에 간극(38)이 존재한다. 이는 헤드(3)로 하여금 고정기 축(L)에 실질적으로 수직인 방향으로, 고정기 부재(1)에 관해 병진 운동을 수행하는 것을 허용한다. 뼈 고정기의 중앙축으로부터의 편향 정도는 코어 부재(2) 물질의 탄성 및 간극들(37, 38)의 크기, 즉 코어 부재(2)의 두께와 길이에 따라 달라진다. 코어 부재의 편향이 주로 제 1 연결부(21a)의 구역에 있을 때, 병진 운동이 일어난다.
도 11을 참조하면, 고정기 축(L) 둘레의 헤드(3)의 중앙 포인트의 회전 운동 또한 가능하다. 회전 운동의 경우, 코어 부재의 편향은 중앙부(23)와 제 1 연결부(21a)의 거의 전체 길이에 걸쳐 일어난다. 코어 부재(2) 물질의 초탄성으로 인해, 고정기 축으로부터의 코어 부재(2)의 편향은 또 다른 금속 물질로 만들어진 코어 부재에 비해 더 짧은 코어 부재로 가능하다.
사용시, 동적 뼈 고정기는 뼈 부분 또는 척추 내로 삽입된다. 코어 부재(2)가 오스테나이트 야금 상태에 있고, 사용 중인 상태에 있으므로, 코어 부재(2)는 초탄성 특징들을 가진다. 도 12에 도시된 뼈 고정기의 스트레스-긴장 그림에서는, 스트레스-긴장 안정기가 도시되어 있다. 이러한 안정기 때문에, 나사 조임시 나사 헤드(3) 상에 작용하는 힘은 일정한 범위에 걸쳐 일정하게 유지되고, 고정기 헤드(3)의 오버로딩(overloading)이 일어나지 않게 된다.
고정된 상태에서는, 헤드가 제안된 움직임을 수행할 수 있다. 이러한 움직임은 고정기 부재(1)의 관 모양 섹션(13)의 내부 면에 기대어진 코어 부재의 접합에 의해 강제된다.
안정화 장치와 함께 뼈 고정기를 처음 적용하는 것이 도 13에 도시되어 있다. 제 1 실시예에 따른 뼈 고정기는 수용부(4)에 결합되어 다축 뼈 고정기를 형성한다. 이 수용부(4)는 실질적으로 원통형이고, 상부 단부(41), 바닥 단부(42), 및 상부 단부로부터 바닥 단부까지 일정한 거리를 두고 연장하는 동축 구멍(43)을 포함한다. 이러한 구멍(43)은 바닥 단부(42) 쪽으로 좁아지고, 바닥 단부 부근에 개구부(44)를 제공한다. 개구부 가까이에는, 헤드(3)를 피봇 가능하게 수용하기 위한 시트(45)가 제공된다. U자 모양의 오목부가 상부 단부(41)로부터 안정화 로드(5)를 수용하기 위한 상부 단부까지 일정한 거리만큼 연장한다. U자 모양의 오목부에 의해, 세트 나사(6)와 같은 잠금 부재와 협력하기 위한 내부 나삿니(48)를 가지는 2개의 자유 레그(leg)(46, 47)가 제공된다. 게다가, 잠금 부재를 조임으로써, 헤드(3)가 일정한 각도 위치에서 잠겨질 수 있도록, 헤드(3) 상에 압력을 발휘하는 가압 부재(7)가 제공된다. 뼈 고정기는 수용부들과 다축 뼈 나사들의 다른 디자인들을 가지고 사용될 수 있다. 또한, 코어 부재(2)의 헤드(3)는 로드를 수용하고, 다른 단축 뼈 나사들로부터 알려진 바와 같이 로드를 고정하기 위해 잠금 부재를 수용하기 위한 섹션을 포함하도록 설계될 수 있다. 사용시, 적어도 2개의 다축 뼈 고정기들이 사용되고, 로드(5)를 거쳐 연결된다. 일단 고정기 부재(1, 1')가 뼈 부분들이나 인접하는 척추 내로 삽입되면, 헤드(3, 3')가 각각 고정기 부재들(1, 1')에 대한 제한된 움직임을 수행할 수 있다. 일단 헤드(3)가 수용부(4)에서 잠기게 되면, 뼈 고정기는 척주의 분절 운동의 작은 움직임들이나 서로에 관한 뼈 부분들의 작은 움직임들을 허용하는 동적 안정화를 제공한다.
두 번째 적용예가 도 14에 도시되어 있고, 이 경우 첫 번째 실시예에 따른 뼈 고정기들이 각각 2개의 뼈 고정기들(1, 1')의 헤드들(3, 3')을 수용하기 위한 시트 부분(9b, 9b')을 지닌 구멍들(9a, 9a')을 포함하는 뼈 플레이트(9)와 함께 사용된다. 2개의 뼈 고정기들(1, 1')은 인접하는 뼈 부분들(101, 101')에 삽입되고, 뼈 플레이트(9)가 골절 부위(102)의 적어도 일부에 다리를 놓는다. 특정 적용예에서는, 뼈 고정기들의 헤드들(3, 3')을 수용하는 2개의 구멍들(9a, 9a')의 중심축들(C) 사이의 거리는 고정기 부재들(1, 1')의 세로축들(L) 사이의 거리보다 약간 더 작다. 헤드들(3, 3')을 지닌 코어 부재들(2, 2')이 세로축(L)을 가로지르는 방향으로 제한된 움직임을 수행할 수 있기 때문에, 뼈 부분들(101, 101')은 도 14에서 화살표들로 도시된 바와 같은 골절 부위(102)에서 함께 빼내질 수 있다.
도 15 내지 도 17을 참조하면, 동적 뼈 고정기의 제 2 실시예가 설명된다. 제 2 실시예에 따른 동적 뼈 고정기는 고정기 부재(1")가 완전히 관 모양 부재로서 형성된다는 점에서, 제 1 실시예에 따른 동적 뼈 고정기와는 상이하다. 즉 이는 고정기 부재(1")가 제 1 단부(11)와 제 2 단부(12)에서 열림을 의미한다. 코어(2")는 제 2 연결부(22a)와 제 2 단부(22) 사이에 팁(24)을 포함한다. 제 2 연결부(22a)는 디스토션-핏 연결을 통해, 형상 기억 효과를 사용하여 전술한 방식으로, 고정기 부재(1")의 제 2 단부(12)에 인접한 부분에 고정되도록 구성된다. 팁(24)은 고정기(1")의 열린 제 2 단부(12)로부터 돌출한다. 그것은 매끄러운 면을 가진 팁일 수 있거나, 셀프 탭핑(self tapping) 구조, 바브들, 또는 거친 표면 등과 같은 또 다른 특징들을 가질 수 있다. 제 2 실시예에 따른 동적 뼈 고정기의 모든 다른 부분들은 제 1 실시예와 동일하고, 그 설명은 반복되지 않는다.
도 18 내지 도 20을 참조하면, 동적 뼈 고정기의 제 3 실시예가 설명된다. 제 3 실시예에 따른 뼈 고정기는 코어 부재(2'")가 헤드(3'")가 코어 부재(2'")의 중앙부(23)와 일체로 통합되는, 제 1 단부(21)에서의 제 1 실시예의 헤드(3)와 유사한 헤드(3'")를 포함한다는 점에서, 제 2 실시예에 따른 뼈 고정기와 상이하다. 따라서, 헤드(3'")를 지닌 코어 부재(2'")는 단일체 부분(monolithic piece)이고, 전체 뼈 고정기는 2개의 부분만을 포함한다. 헤드(3'")는 그것의 외형이 전술한 헤드(3)와 유사하다.
실시예들에서 설명된 동적 뼈 고정기의 추가 적응 또는 수정은 본 발명의 범주로부터 벗어나지 않으면서 당업자에 의해 이루어질 수 있다. 예를 들면, 헤드는 안정화 로드들 등을 수용하기 위한 수용부들, 뼈 플레이트들과 같은 다른 안정화 장치들에 그러한 헤드를 연결시키는데 적합한 임의의 다른 형상을 가질 수 있다. 헤드는 코어의 자유 단부가 또 다른 장치로의 연결에 적합하다면 심지어 생략될 수 있다. 그러한 경우에, 코어 부재의 자유 단부는 구동기의 맞물림 부분을 포함할 수 있다. 두 가지 경우 모두에서, 헤드 또는 헤드 부분이 있거나 없든 간에, 도구와 맞물리기 위한 뼈 고정기의 구동 부분은 코어 부재의 이동 가능한 단부에 있다.
어떠한 종류의 팁도 제공될 수 있다. 실시예에 도시된 팁들은 심지어 생략될 수 있다. 예를 들면, 제 2 실시예와 제 3 실시예에 따른 속이 빈 관 모양 고정기 부재는 제 2 단부에서 포크 모양의 프롱(prong)들을 가질 수 있다.
뼈 맞물림 구조는 임의의 타입의 뼈 나삿니이거나, 바브들에 의해 달성될 수 있거나, 심지어 거친 표면만으로 된 것일 수 있다.
실시예들은 또한 서로 결합될 수 있고, 그러한 결합의 일 예로서만, 제 3 실시예에서와 같은 일체로 형성된 헤드를 가지는 코어 부재가 제 1 실시예의 고정기 부재에 제공될 수 있다.

Claims (16)

  1. 동적 뼈 고정기로서,
    제 1 단부(11), 제 2 단부(12), 상기 제 1 단부와 상기 제 2 단부 사이의 관 모양 섹션(13), 상기 제 1 단부로부터 상기 제 2 단부까지 연장하는 세로축(L), 외부 표면, 및 상기 외부 표면의 적어도 일부에서 뼈와 맞물리기 위한 뼈 맞물림 구조물(14)을 가지는 고정기 부재(1, 1', 1"); 및
    상기 관 모양 섹션(13)에서 적어도 부분적으로 제공되는 세로 방향 코어 부재(2, 2', 2", 2'")로서, 상기 코어 부재의 제 2 부분(22a)에서 상기 고정기 부재에 연결되고, 상기 고정기 부재에 연결되지 않고 상기 고정기 부재에 관해 이동 가능한 제 1 부분(21a)을 가지는 세로 방향 코어 부재(2, 2', 2", 2'")를 포함하고,
    상기 코어 부재는 Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금을 포함하는 제 1 물질로 적어도 부분적으로 만들어지는 것을 특징으로 하는, 동적 뼈 고정기.
  2. 제 1 항에 있어서,
    상기 Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금은 사용 중인 상태에서는 초탄성 야금 상태에 있는, 동적 뼈 고정기.
  3. 제 1 항 또는 제 2 항에 있어서,
    상기 Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금은 니티놀이고, 바람직하게는 ELI 타입의 니티놀인, 동적 뼈 고정기.
  4. 제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 고정기 부재(1, 1', 1")는 제 1 물질과, 바람직하게는 티타늄과 상이한 제 2 물질로 만들어지는, 동적 뼈 고정기.
  5. 제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2", 2'")는, 미리 정해진 형상을 지닌 코어 부재의 적어도 한 부분(21a)을 만드는 단계, 상기 부분(21a)을 마르텐사이트 완료 온도(Mf) 아래로 냉각시키는 단계, 상기 부분(21a)을 상기 고정기 부재 내로 삽입하는 동안 변형시키는 단계, 및 상기 고정기 부재 내로 삽입한 후 가열하여 형상 기억 효과를 사용하는 단계를 포함하는 과정에 의해 이루어진 프레스-핏 연결로 상기 고정기 부재(1, 1', 1")에 고정되는, 동적 뼈 고정기.
  6. 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2", 2'")의 제 3 부분(23)은 상기 관 모양 섹션(13)의 내부 직경보다 작은 외부 직경을 적어도 부분적으로 가지는, 동적 뼈 고정기.
  7. 제 1 항 내지 제 6 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2", 2'")의 상기 제 1 부분(21a)은, 바람직하게는 상기 세로축에 가로지르는 방향으로의 병진 운동 및/또는 상기 세로축을 중심으로 한 회전 운동에 의하여, 상기 세로축(L)으로부터 편향될 수 있는, 동적 뼈 고정기.
  8. 제 1 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2", 2'")의 상기 제 1 부분(21a)은, 상기 관 모양 섹션(13)으로부터 돌출하는, 동적 뼈 고정기.
  9. 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2")의 상기 제 1 부분(21a)의 자유 단부(21)는 바람직하게는 티타늄인 제 3 물질로 만들어진 고정기 헤드(3, 3')에 연결되는, 동적 뼈 고정기.
  10. 제 9 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2, 2', 2")의 상기 제 1 부분(21a)의 상기 자유 단부(21)는, 미리 정해진 형상을 지닌 코어 부재의 적어도 한 부분(21a)을 만드는 단계, 상기 부분(21a)을 마르텐사이트 완료 온도(Mf) 아래로 냉각시키는 단계, 상기 부분(21a)을 상기 헤드(3, 3') 내로 삽입하는 동안 변형시키는 단계, 및 상기 헤드(3, 3') 내로 삽입한 후 가열하여 형상 기억 효과를 사용하는 단계를 포함하는 과정에 의해 이루어진 프레스-핏 연결로 상기 고정기 헤드(3', 3")에 고정되는, 동적 뼈 고정기.
  11. 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코어 부재(2'")의 상기 자유 단부(21)는 고정기 헤드(3'")의 모양을 취하는, 동적 뼈 고정기.
  12. 제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 고정기 헤드(3, 3', 3'")는 상기 관 모양 섹션에 관해 움직일 수 있도록, 상기 관 모양 섹션(13)으로부터 일정 거리를 두고 떨어져 있는, 동적 뼈 고정기.
  13. 제 1 항 내지 제 12 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 뼈 고정기는 상기 제 1 단부에서 팁(12)을 포함하는, 동적 뼈 고정기.
  14. 제 1 항 내지 제 13 항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 고정기 부재(1")는 상기 제 1 단부에서 열려 있고, 상기 코어 부재(2", 2'")는 상기 뼈 고정기의 팁(24)을 형성하는 상기 열린 제 1 단부를 통해 연장하는, 동적 뼈 고정기.
  15. 제 1 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 따른 뼈 고정기를 제조하는 방법으로서,
    제 1 단부(11), 제 2 단부(12), 상기 제 1 단부와 상기 제 2 단부 사이의 관 모양 섹션(13), 상기 제 1 단부로부터 상기 제 2 단부까지 연장하는 세로축(L), 외부 표면, 및 상기 외부 표면의 적어도 일부에서 뼈와 맞물리기 위한 뼈 맞물림 구조물(14)을 가지는 고정기 부재(1, 1', 1")를 제공하는 단계;
    Ni-Ti 기반의 형상 기억 합금을 포함하는 제 1 물질로 적어도 부분적으로 만들어지는 세로 방향 코어 부재(2, 2', 2", 2'")를 제공하는 단계로서, 상기 코어 부재(2, 2', 2", 2'")는 상기 고정기 부재에 연결될 제 2 부분(22a)을 가지며, 적어도 상기 제 2 부분(22a)은 상기 관 모양 섹션으로의 상기 코어 부재의 삽입을 허용하는 마르텐사이트 야금 상태에 있는, 세로 방향 코어 부재(2, 2', 2", 2'")를 제공하는 단계;
    상기 관 모양 섹션 내로 상기 코어 부재를 삽입하여, 상기 제 2 연결 부분(22a)을 변형시키는 단계; 및
    상기 제 2 부분(22a)이 상기 형상 기억 효과로 인해 변형을 잊어버리고 디스토션-핏 연결에 의해 상기 고정기 부재에 연결되도록, 오스테나이트 상태로의 상기 코어 부재의 적어도 상기 제 2 부분(22a)의 상 전이를 실행하는 단계를 포함하는, 뼈 고정기 제조 방법.
  16. 제 15 항에 있어서,
    상기 상 전이는 적어도 상기 제 2 연결 부분(22a)을 오스테나이트 완료 온도(Af) 위로 가열함으로써 이루어지는, 뼈 고정기 제조 방법.
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