引起应变刺激的骨锚定或骨连接装置

摘要

植入体和骨之间的连接通常具有不佳的稳定性。本发明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。

说明书

技术领域

本发明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。由于根据本发明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（Frost1987）（图1）中描述了函数 关系（1）。如果例如小于800μstrain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1,500μstrain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1,500μstrain 的应变处开始发生，该应变在大约2,000μstrain（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15,000μstrain（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3,000μstrain）和其骨 折限制（大约15,000μstrain）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1GPa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WO9324092A1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WO2004017857A1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。此外，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WO0032125A1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μm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。

发明描述

发明目的

本发明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。

发明内容

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，以实现本发明的目的。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 本发明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

本发明的有利特征是，根据本发明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。本发 明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，本发明提供了一种手段，以替代植入体涂 层和用于刺激骨生长的昂贵生物制品。本发明提供更好的植入体，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，根据本发明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的局部应变的产生。

图3示出表面片层的各种布置。

图4示出骨桥接元件的例子。

图5示出在植入体上的单独的表面片层的使用。

图6示出具有骨生长刺激片层的椎间盘植入体。

图7示出骨锚定装置的例子。

具体实施方式

下面通过例子来描述本发明的技术方案。这些例子应被解释为用于说明基本原理的 手段，而不应被视为限于相应的特定示例。

根据本发明的植入体2包括至少一个植入体托架20，所述的植入体托架20在每种 情况下都具有至少一对植入体界面21、22，机械负荷F经由所述植入体界面被引入植 入体中，还具有至少一个结构托架210，所述结构托架210具有以规则或不规则片层、 格子架、成形部分、凹部、孔或腔211、221的形式的结构。在这种连接结构中，植入 体所受到的负荷可以是由于患者的日常活动、以锻炼的形式的特定负荷（物理疗法）的 结果或通过外部或内部的机械负荷而导致。如果使用两个或多个结构托架，则一个结构 托架被称为第一结构托架210，而第二个结构托架被称为第二结构托架220（图2）。界 面21、22具有面向它们并因此连接到它们的相应的结构托架210、220。结构托架210、 220的进一步的特征在于，它们具有在表面上或表面内的拓扑结构211、221。这些结构 211、221可例如由孔、钻孔、凹槽、狭槽、开口、纹理、网、成形部分、粗糙部分、 涂层或形成用于产生高度差异的结构的其它元件产生。它们的作用在于使位于或形成于 结构托架之间的重叠区24中的骨材料受到局部应变，从而刺激骨生长进而骨整合。

如果两个或多个界面21、22被连接到植入体托架20，则结构托架210可被布置成 使得当植入体受到负荷时，它们朝向彼此移动、远离彼此移动，或一个超过另一个移动。 用于确保结构托架和其表面之间的最小距离的间隙或装置可防止组织的不符合生理规 律地高的应变或挤压，且以这种方式防止对形成组织造成破坏。

如果力或扭矩29经由界面21、22作用于整个植入体20，则植入体托架20变形， 这以应变ε₁为特征。紧固到第一结构托架210和第二结构托架220的结构元件本身不 经历显著的内部变形（ε=0）。结构托架的结构（为了简单起见在下文中被称为片层）相 对于彼此移动了植入体变形的总量L_Δ。如果这个总位移L_Δ与两个相对的片层的凹陷之 间的距离L_OL有关，则结果是在中间空间24中的局部应变ε₂，其幅度例如大约为比率 L_Δ/L_OL，大于实际植入体应变ε₁。中间空间24填充有组织或充满骨材料，并因此形成 骨生长的开始点。通过结构尺寸L_OL的适当选择，由片层210、220的相对位移产生的 局部应变，结合植入体托架20的硬度，实际上可被任意调节。优选地，根据例如Frost 1987，结合结构尺寸L_OL选择在中间空间中的组织的最大应变，使得骨细胞上的局部应 变刺激位于最大骨再造的范围内。植入体托架20的形状的变化或变形主要出现在弹性 无疲劳可承重范围内。虽然植入体托架从其机械特性和弹性方面来说不需要与常规钢性 植入体不同或仅稍微不同，但是根据本发明的配置能够产生对于骨结构是生理上有效的 应变并将应变传输到周围组织。

在本发明的进一步修改中，片层的布置可变化，以便将不同的应变行为彼此组合（图 3）。作为第一例子31，示出了仅仅一个结构托架的使用已经能够产生沿着植入体表面 的多个局部不同的应变，其中由于植入体托架的共同使用，局部应变的非线性行为发生。 在所示例子中，局部应变与植入体托架和结构托架之间的连接的距离成比例地增加。

在第二例子32中，示出了第三植入体界面，其被称为中间界面23。使用界面21、 22、23和结构托架210、220、230的布置，特定的应变区可被调节。在一个方面，如 在31中所示的非线性行为在植入体托架20和结构托架230之间产生。此外，在结构托 架220和230之间产生均匀的应变，其可在结构托架210和220之间的中间空间中再增 加一倍。因此，例如，可以布置三个结构托架，使得它们的应变区可被增加（32）。在 例子33中，可通过将结构托架23的连接部位（例如在中央）接合到植入体托架20来 减小应变区。在另一例子34中，示出了结构托架210、220可具有另外的结构实施方式， 目的是将大表面上的总变形L_Δ传输到骨组织。不同的结构尺寸的元件的组合，例如具 有粗糙表面的片层状结构，表现出特别适合于这个目的。

为了根据本发明加速和进一步提高骨形成和植入体的愈合，结构元件20、21、22、 片层210、220、230和特别是中间空间24可额外包含骨引导和/或骨诱导材料，或可涂 有这种材料。这样的材料的例子是羟基磷灰石、磷酸（三）钙或蛋白质，例如BMP或 RGD。

用于闭合大骨间隙或用于融合椎骨体的桥接元件的例子在图4中示出。在这里，通 过椎骨体置换植入体的例子示出，结构托架210、220将植入体托架20的变形传输到植 入体表面。在这个连接中，结构托架210、220可纵向彼此相互啮合（41）或径向彼此 重叠地（42）布置，使得结构托架只由径向部件（只横穿负荷方向）组成。配置41、 42也都可彼此组合。

在43中示出另一配置，其中结构托架210、220，从其表面看，倾向于彼此移动， 使得结构托架的相对运动具有剪切分量以及轴向位移分量。在这里，两个结构托架210、 220也分别接合到仅仅一个植入体界面21、22，使得没有结构托架本身的明显变形，但 替代地在结构托架之间有组织的相对位移。如果忽视结构托架的可能的稍微变形，则组 织的相对位移在这种情况下相应于界面21、22的位移。此外，表面结构210、220也可 交叉地布置（例如，通过使空间格子架结构相互啮合），相应于42与43的混合形状。

图5示出椎间植入体44，其由植入体托架20和多层结构托架210、220组成。植 入体托架20被配置成使得它具有一个或多个开口442，其用于填充骨（置换）材料和/ 或用于营养品交换443。此外，植入体可具有用于连接到植入体仪器的紧固能力441。 植入体此外具有接合到结构托架220的上界面21和下界面22。导杆444在这里作为一 种连接到结构托架的可能形式的例子被示出。在这个实施方式中，结构托架可由金属薄 片制成。结构托架210、220插入植入体44中用于沿着导杆444安装。所以结构托架 210、220连同其两个边缘2121、2122一起被保持在植入体托架20的导杆444中，从 而防止脱落，一组弹簧2101可设置在这些板中。弹簧用于牢牢地靠着界面之一按压被 形成为结构托架的金属薄片210，使得界面的移动与结构托架的运动一起出现。显然， 结构托架也可通过可选的正啮合、摩擦或粘性连接而被连接到界面21、22。一般说来 成对地布置的结构托架在这个连接中分别坚固地，理想情况下是交替地，连接到界面 21、22之一。

图6示出具有取决于脊柱的解剖构造的形状的另一椎间植入体45，其具有上界面 21和下界面22。椎间植入体由植入体托架20组成，植入体托架20可包括植入体仪器 的插座451。凹部450在植入体托架20中形成，填充有一个或多个结构托架210、220。 由参考数字210标识的结构托架接合到上界面21。由参考数字220标识的结构托架接 合到下界面22。在本例中一体成形的这些结构托架由弯曲成形的切除部分2100分成两 个功能区210、220。切除间隙以及弯曲蜿蜒形状在这种情况下用于产生将应变传输到 组织的中间空间。

通过结构托架到植入体托架的整体连接以及与可相对于植入体托架移动的至少一 个第二结构托架的组合来得到另一有利的配置。在这种情况下，在承重元件和将局部应 变刺激施加在组织上的元件之间的划分通过切除界面、开口或连接元件的相应形状实 现。

这种方法的示例性实现在骨锚装置的帮助下在图7中示出，如特别被用作脊柱植入 体中的椎弓根螺钉。椎弓根螺钉5由远侧轴部分51、近侧轴部分52、螺钉头53、可选 的贯通开口54和连接插头55组成。植入体托架20在连接部位55处连接到结构托架 21。连接部位55可配置成使得它允许植入体托架和结构托架之间的刚性的，弹簧弹性 的，或如在所示例子中的路径限制的相对运动。为此目的，凹槽61例如位于结构托架 21的钻孔54中，凹槽比啮合在其中的植入体托架20的肩部60稍宽。在所示例子中， 植入体托架20还具有用于连接到另外的部件的螺钉头53。远侧轴部分51相应于第一 界面21，其接着通过螺纹面执行第一结构托架210的功能。第二界面22（其相关的结 构托架220和其上的螺纹面）布置在近侧轴部分52上。如果螺钉5受到拉伸或弯曲负 荷，则只有结构托架210、220的侧腹之间的纵向方向上的相对运动可出现，被凹槽61 和肩部60之间的作用限制。由于两个结构托架的重叠的相互滑动的布置，它们的相对 运动现在可被传输到位于螺纹面之间的骨，并可在骨上施加应变刺激。