植入体和骨之间的连接通常具有不佳的稳定性。本发明专利技术涉及一种骨锚定或骨桥接装置，其一方面具有高的硬度及因此具有高的强度，另一方面，由于其特殊的设计，能够在植入体表面产生强的生理伸长刺激，并因此刺激周围的组织达到骨成长。因此，根据本发明专利技术的植入体与骨结构之间的连接能够承受更大的载荷。另外，由于该表面提供了用于组织沉积的框架并且同时能够在大面积上将局部伸长刺激传递到组织，所以较大的骨缺损可以被桥接。
【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】
本专利技术涉及以骨锚定或骨连接装置的形式的植入体，该骨锚定或骨连接装置可优选地被植入以稳定脊柱。该植入体可具有高的内在硬度，其允许一种提供高疲劳强度和植入耐久性的尺寸测定和设计。由于根据本专利技术的在结构托架上的表面结构的形成和布置，可能产生沿着植入体表面和在植入体内的单独元件之间的生理上有效的应变刺激，而不管高植入体硬度。表面元件以这样的方式形成所需尺寸，并适应于负荷以及植入体的硬度，使得生理应变刺激产生，该生理应变刺激是刺激骨骼生长的应变刺激。现有技术对于外科治疗，特别是在脊椎病的骨缝术或稳定中，已知有大量的具有可旋拧的锚定装置(例如，“椎弓根螺钉”)的植入体。常常有描述到螺钉变松的问题，其是所谓的“应力遮挡”的结果。应力遮挡的效应归因于骨生长的机械刺激的生物学-生物力学原理(Ignatius, 2005;Baas, 2010)。Frost 在评论性刊物(Frostl987)(图1)中描述了函数关系(I)。如果例如小于800 ii strain的应变(相应于0.08%)被施加到骨组织，就会出现骨的所谓的“再造”(10)。当再造的骨被准备和重建时，骨量和骨强度倾向于降低。在800到l，500y strain的应变处开始，在再造和塑造(11)之间存在平衡状态。在这里，骨同样被打断和重建，骨量和骨强度保持不变。骨构建(“塑造”)主要在1，500 u strain的应变处开始发生，该应变在大约2，000 u strain (12)处达到其最大值。如果应变进一步增加，则骨变得坏死并可能失去其结构整体性。骨在大约15，OOOil strain (13)之上断裂。因此，一般骨例如胫骨具有在最大一般变形(最大2，000到3，OOOu strain)和其骨折限制(大约15，OOOii strain)之间的大约5到7的安全因子。如果螺钉现在放置在骨中，则存在结构差异。由钛合金生产的 螺钉具有大约105GPa的E模量。骨在皮质处具有大约22GPa的E模量而在松质处具有小于IGPa的E模量(Lu，1996)。由于这些差异，硬很多倍的螺钉使周围的骨组织稳定，使得它从骨组织屏蔽自然应变刺激，并促进在螺钉附近的负再造过程。降低的骨质和/或强度因此引起螺钉松动，这常常需要额外的修改操作。在1992年的W09324092A1中示出了使用应变刺激物来刺激骨生长的一般方法。然而在这里，该方法基于同时作用于所有骨上并利用重力和惯性的系统性外部载荷。从2002年的EP1430846B1中，知道可以通过螺钉表面的增加和从而产生的多孔性的增加来促进骨的生长。这个结构的缺点是横截面明显减小，在螺钉孔的区域中产生应力峰值，以及因而骨锚的疲劳强度减小。从2002年的W02004017857A1中，已知一种方法，使用该方法，锚定设备被放置在骨内并接着经受超声波，以便通过温度的增加来液化塑料材料，其接着流到骨空隙中，从而影响机械连接。然而这里描述的材料相对软，因此相当不适合于骨缝术或承重植入体。此夕卜，由于温度影响，存在对组织或骨骼的局部损坏的危险。在1998年的W00032125A1中提出了螺纹形状，其中当螺钉被拧进时，骨被压缩。这增加了初期稳定性，但这个布置以相同的方式受到在前述介绍中描述的应力遮挡。从1954年的DE908906中，知道了弹簧支承的接骨螺钉，其预期以永久的预拉伸将骨片压在一起。虽然应力遮挡因而在很大程度上被避免，然而这样的螺钉是否具有用于稳定骨的必要的耐久性仍然是令人怀疑的。此外，存在螺钉系统的一些变形，其中骨接合剂被注入，以便加强在变弱的骨中(例如在骨缝术中)的螺钉。接合剂注入是不可逆的，并有很多潜在的危险(不希望接合剂泄漏到脊椎通道、椎间盘或血管系统中，高局部反应温度引起的坏死，在植入体和X射线造影剂之间的腐蚀)。从2007年的Reigstad中，已知在12个星期的短恢复时间之后，螺钉的涂层增加骨生长。具有磷酸(三)钙和羟基磷灰石的额外涂层显示一些成功。然而，仅仅几Pm厚的层在愈合阶段之后被完全再吸收(Reigstad，2007)。在这个时间点，没有提供长期观察以排除在层被再吸收之后发生骨断裂(骨再造)的可能性。可以预料在涂层被再吸收之后涂层螺钉处骨减少。除了令人怀疑其长期使用性之外，该涂层涉及在这样的骨锚的生产中的相当大的额外成本。此外，相比于无涂层的植入体，由于涂层而成为“活动”的植入体的批准过程所相关的成本明显要高得多。在过去，提出了多个弹簧弹性和动态的植入体，其由于内在硬度减小而使得在骨上出现较高的应变(微观运动)(DE10348329B3，2003;EP1943986A2, 2005)。该应变被认为刺激骨生长。然而这些方法根据负荷而具有减小的疲劳强度和应变的高可变性的缺点，这容易导致远远超过骨结构的理想应变刺激的应变。另一临床现象是在超过特定尺寸的骨质缺损(“临界尺寸缺损”)中骨愈合的失败。在这里，在骨片之间的应变刺激缺乏。从临床实践中，已知使用各种骨置换材料以便桥接骨间隙。然而，大部分骨置换材料是有限的，因为它们不能承受负荷并发生不能令人满意的机械性恶化 ，且升高局部酸水平(Sarkar，2006)，这尤其在具有减小的内在硬度的植入体中是缺点。用于减小骨质缺损尺寸同时具有在融合伸展范围上受控的机械应变刺激的硬植入体还不为人知。专利技术描述专利技术目的本专利技术的目的是提供可被连接到骨以便传递负荷的植入体，并通过连接到该植入体的适当的结构的相对运动在组织上施加生理应变刺激以提高和/或加速骨愈合。
技术实现思路
将片层状表面元件或结构(在下文中也被称为结构托架)布置在植入体托架的表面上，以实现本专利技术的目的。结构托架大部分与植入体托架分离，但至少在一点处连接到植入体托架，特别是在接合到现存骨的界面的区域中。在优选实施方式中，多个结构托架在每种情况下交替地接合到植入体托架的界面的相对侧。结构托架也可包含凹陷或开口(孔)，骨细胞可在其中锚定。如果植入体受到来自患者的负荷，则结构托架执行相对运动。植入体托架的硬度以及结构托架的分隔和中间空间以及它们的最大可能的位移被设计成使得组织上的结构托架所施加的应变刺激引起骨细胞的(加速的)变形。根据本专利技术的结构托架和结构托架上的结构的布置可同样在骨锚装置和骨桥接元件中被使用，且在每种情况下都能实现刺激在植入体的区域中的骨生长的目的。有利效果本专利技术的有利特征是，根据本专利技术的植入体在周围的骨组织上施加应变刺激并引起“塑造”过程。这增加了骨的锚定强度，并因此减少了植入体松动。主要优点是，使用具有高内在硬度的植入体的同时能够产生在表面上的相对高的生理上有效的应变。本专利技术解决了由于应变刺激的缺乏而产生的大缺损部位中的骨桥接不足的问题。此外，结构托架的布置对植入体的疲劳强度几乎没有任何影响，因为它们与承重植入体托架分离。结构托架及其结构的布置能够形成各种应变区。例如，线性应变区可与非线性区或与较高应变的区组合。由于采用机械骨生长刺激，本专利技术提供了一种手段，以替代植入体涂层和用于刺激骨生长的昂贵生物制品。本专利技术提供更好的植入体，锚定稳定性和较高的融合速率，同时具有提高的骨质量，除此之外，根据本专利技术的植入体可以获得成本优势。附图说明图1示出在骨生长和在骨组织中施加的应变之间的函数关系。图2示出在植入体表面处本文档来自技高网...
【技术保护点】
【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】...
【专利技术属性】
技术研发人员：弗兰克·特劳特韦恩，弗兰克·霍耶尔，约尔格·弗兰卡，拉尔夫·科特，乌尔夫·利尔恩奎斯特，盖伊·麦蒂戈，迈克尔·普奇尔，
申请(专利权)人：ACES有限责任公司，
类型：
国别省市：
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