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一种有助于移除接合到骨头中的修复植入体(2、62)的器械，该器械包括：适配器(5、35、45、55)，它接合植入体(2、62)的近端(9、63)；夹紧螺钉(1、6、56)，它以很好的声学接触把所述接合端(9、63)保持到适配器(5、35、45、55)上；发生器(23)，它产生扭转或者纵向模式超声振动；和联接杆(1、61)，它把超声振动传递到适配器装置(5、35、45、55)及从那里传递到植入体(2、62)。植入体(2、62)的近端(9、63)理想地被夹紧在夹紧螺钉(56)的锥形尖端(57)和适配器(35、45、55)的突起部分(41、54)之间，来避免减弱在植入体中所引起的弯曲模式振荡。

1.  辅助修复植入体从骨头中移除的器械，包括：适配器装置，可与该植入体的近端接合；夹紧装置，以将所述接合端保持到该适配器装置上；产生超声振动的装置；和将所述振动传递到该适配器装置并且从那里传递到该植入体的装置。

2.  如权利要求1所述的器械，该器械适合于辅助植入体从脊椎骨中的移除。

3.  如权利要求1或2所述的器械，其中，该适配器装置可定位在该植入体的近端上，使得所述超声振动引起在该植入体中的弯曲模式振荡。

4.  如前面权利要求任何一项所述的器械，其中，该适配器装置可以在与该植入体的嵌入部分的纵向轴线间隔开的点处安装到所述近端上。

5.  如前面权利要求任何一项所述的器械，其中，该适配器装置设置有凹进装置，该凹进装置适合于接收所述近端，所述凹进装置可选择地包括延伸到该适配器装置的主体内的槽装置。

6.  如权利要求5所述的器械，其中，该适配器装置设置有孔装置，该孔装置通过那里延伸到该凹进装置内并且适合于可操作地接收该夹紧装置。

7.  如权利要求8所述的器械，其中，该孔装置和该夹紧装置可以被配合地切出螺纹。

8.  如权利要求6或7任一所述的器械，其中，该适配器装置的凹进装置设置有收缩装置，该收缩装置邻近该孔装置的开口延伸。

9.  如权利要求8所述的器械，其中，所述收缩装置延伸横过与所述开口相对的该凹进装置的表面。

10.  如权利要求8或9任一所述的器械，其中，所述收缩装置定位成与该夹紧装置配合，该夹紧装置延伸通过该孔装置，在它们之间夹紧该植入体的近端。

11.  如权利要求8至10任何一项所述的器械，其中，该收缩装置被配置成，在该夹紧装置与其的接合之前，定位地接收该植入体的近端。

12.  如前面权利要求任何一项所述的器械，其适合于实质上在单个点处夹紧该植入体。

13.  如前面权利要求任何一项所述的器械，其中，该夹紧装置在第一端处设置有逐渐变细的尖端装置，该尖端装置适合于接合该植入体的近端，可选择地刺入地接合所述近端。

14.  一种移除接合到骨头内的修复植入体的方法，包括步骤：提供如前面权利要求任何一项所述的器械；将其适配器装置连接到该植入体的近端周围；将其夹紧装置接合地插入到该适配器装置内以便与该植入体处于声学接触；及将超声振动能量施加到该适配器上并且从那里施加到该植入体上。

15.  如权利要求14所述的方法，包括在该植入体中引起弯曲模式振荡的步骤。

16.  如权利要求14或15所述的方法，包括在与所述植入体的嵌入部分的纵向轴线隔开的点处把该适配器装置连接到所述近端上的步骤。

17.  如权利要求14至16任何一项所述的方法，包括将该适配器装置连接到所述近端使得该近端实质上在单个点处被夹紧的步骤。

假体的移除
技术领域
本发明涉及一种当修正外科植入体、尤其是脊骨植入体时移除假体(prostheses)的方法和器械。更加具体地说，但不局限于此，它涉及一种连接到假体上以在假体中产生振动的超声振动设备，以便从骨头材料如椎骨的其嵌入部中释放其远端。
背景技术
已知提供一种这样的脊骨熔接系统，即当它们已与该系统相连接时，该脊骨熔接系统允许在邻近椎骨之间的可动性。邻近椎骨被连接在一起并且借助一个或者多个熔接植入体元件来隔开。每个植入体元件具有弯曲的或者直的逐渐变细的茎，该茎具有粗糙的表面，该表面有益于与整形外科骨接合剂牢固的接合，该接合剂被用来把植入体保持在钻入到骨头内的承窝的合适位置上。
为了以这种方式来修正脊骨熔接植入，接合剂界面必需被松开以允许植入体移除。实现其的优选方法是通过将超声引入到接合剂内来软化它，从而允许从骨头窝中拉出植入体。这消除了损伤骨头的危险，在其它松开方法中出现了对于骨头的损伤。
发明内容
因此，本发明的目的是提供一种用于从骨头中移除外科植入体的器械和方法，该器械和方法使得比现有的器械和方法更加迅速、有效、可靠和/或安全。
根据本发明的第一方面，提供了一种辅助修复植入体从骨头中移除的器械，所述器械包括：适配器装置，以接合植入体的近端；夹紧装置，以将所述接合端保持到适配器装置上；产生超声振动的装置；和将所述振动传递到适配器装置及从那里传递到植入体的装置。
在优选实施例中，该器械适合于辅助植入体从脊椎骨中的移除。
优选地，该器械包括产生扭转模式超声振动的装置。
可选择地，该器械包括产生纵向模式超声振动的装置。
优选地，该适配器装置可定位在植入体的近端上，使得所述振动引起在植入体的嵌入部分中的弯曲模式振荡。
有利地，适配器装置可以在与所述嵌入部分的纵向轴线间隔开的点处安装到所述近端上。
优选地，该适配器装置设置有凹进装置，该凹进装置适合于接收所述近端。
有利地，该凹进装置包括槽装置，该槽装置延伸到适配器装置的主体内。
可选择地，该凹进装置包括延伸通过适配器的主体的通道装置。
优选地，适配器装置设置有孔装置，该孔装置通过那里延伸到凹进装置内，所述孔装置适合于可操作地接收夹紧装置。
孔装置和夹紧装置可以被配合地切出螺纹。
优选地，夹紧装置在第一端处设置有逐渐变细的尖端装置，该尖端装置适合于接合植入体的近端，可选择地适合于刺入所述近端。
夹紧装置在远离第一端的第二端处设置有例如承窝装置的装置，用于使工具装置与之接合以转动夹紧装置。
该传递装置可以连接到夹紧装置的第二端上，可选择的借助于在其远端中的螺纹孔，该螺纹孔适合于配合地接收有螺纹的所述第二端。
优选地，凹进装置设置有收缩装置(constriction means)，该收缩装置邻近孔装置的开口延伸，可选择地只邻近所述开口延伸。
所述收缩装置可以被布置在与所述开口相对的凹进装置的表面上。
所述收缩装置可以定位成与夹紧装置配合，该夹紧装置延伸通过孔装置，以便在它们之间夹紧植入体的近端。
有利地，仅夹紧装置和收缩装置于是可以接触植入体的近端。
植入体于是实质上在单个点处被夹紧。
收缩装置可以被配置成，在夹紧装置与其的接合之前，定位地接收植入体的近端。
夹紧装置可以包括传递装置的最远端。
根据本发明的第二方面，提供了一种移除接合到骨头内的修复植入体的方法，该方法包括步骤：提供如上面第一方面中所述的器械；将其适配器装置连接到植入体的近端周围；将其夹紧装置插入到适配器装置的孔装置内以便与植入体处于声学接触；及将超声振动能量施加到适配器上并且从那里施加到植入体上。
优选地，该方法包括在植入体中引起弯曲模式振荡的步骤。
有利地，该方法包括在与所述植入体的纵向轴线隔开的点处把适配器装置连接到所述近端上的步骤。
该方法可以包括将适配器装置连接到所述近端，使得该近端实质上在单个点处被夹紧。
以调谐的频率(例如调谐成使到植入体中的传输最大化的频率)施加超声能量。
附图说明
现在借助示例和参照附图来更加具体地描述本发明的实施例。在附图中：
图1是第一朝向头部脊骨植入体元件的平面视图；
图2是连接到所述朝向头部植入体元件上的第一适配器的示意性横剖视图；
图3示出了所述第一适配器的透视图；
图4示意性地示出了连接到朝向头部植入体元件和可以纵向模式工作的超声振动设备上的所述第一适配器；
图5示意性地示出了连接到朝向头部植入体元件和可以扭转模式工作的超声振动设备上的所述第一适配器；
图6A和6B分别是连接到朝向头部植入体元件上的第二适配器的侧视图和前视图；
图7A和7B分别是连接到朝向尾部植入体元件上的第三适配器的侧视图和前视图；
图8是与第二适配器相类似的第四适配器和在连接到朝向头部植入体元件上之前的超声联接杆的透视图；
图9是第四适配器和连接到朝向头部植入体元件上的杆的透视图；
图10是第三适配器和连接到第二朝向尾部植入体元件上之前的联接杆的透视图；及
图11是在连接该杆之前连接到朝向尾部植入体元件上的第三适配器的透视图。
具体实施方式
现在参照附图，图1示出了第一朝向头部(cephalad)脊骨植入体2，该植入体处于弯杆形状，该植入体具有在近侧第一端处的减小的圆柱形节段9和远侧矛形的第二端4，该第二端固定到椎骨内。使邻近远端4的、植入体2的伸长茎的一部分变粗糙以有助于接合剂接合。为了把植入体2固定到合适位置上，在多孔骨头中产生10mm的聚甲基丙烯酸甲酯接合剂大丸剂以容纳远端4。
为了松开和拔出朝向头部植入体2，超声振动器经由安装到第一声适配器5上的调谐联接杆1而被连接到植入体。该适配器5具有端部进入孔12，圆柱形夹紧元件6滑到孔12内，所述夹紧件在它的内端处具有横向部分圆柱形凹槽，该凹槽与在该进入孔12的基部处的部分圆柱形凹槽一起形成了封闭的圆柱形通道11。当绕着植入体2的减小圆柱形节段9被设置时，通道11的直径可以被设定成产生干涉配合。借助来自联接杆1的压力，它被保持在合适位置上，该联接杆1的远端被切螺纹以接合进入孔12的内螺纹。
图4和5示出了设计成实现与修复植入体相接触的接合剂体积(cementvolume)的软化的两个替代方法和器械。
图4示出了整个系统的视图，换能器和适配器处于合适位置上。联接杆1的远端被紧固在适配器5的螺纹进入孔12中，以把适配器5夹紧到修复植入体2上，从而确保良好的声学联接。所示的超声系统以纵向模式工作，如箭头8所示，并且引起修复植入体中的合成横向振动。调整该振幅，直到已经输送足够的能量以使远端4周围的接合剂软化并且使修复植入体2松开为止。
可选择的振荡系统被示出在图5中，其中，扭转模式超声换能器23在联接杆1中产生旋转循环运动，如箭头26所示。适配器5把扭转振动联接到修复茎内，该修复茎在整个植入体2产生了扭转和弯曲模式的结合。
在该情况下，包括有源PZT元件28和电极29的换能器27被包含在壳体内，该壳体由虚线来示意性地示出，该壳体连接到扭转角23的节法兰30上。
图6A到7B示出了适配器的两个优选形式，这些形式甚至比上面所示的第一适配器5更加有效。第二适配器35旨在与朝向头部植入体一起使用，而第三适配器45旨在与朝向尾部(caudal)植入体一起使用。注意：所讨论的脊骨熔接系统包括植入体元件的两个不同形状、一对朝向头部植入体元件和一对朝向尾部植入体元件。朝向头部植入体被植入到要被连接起来的两个椎骨的在上面的那个(朝向头部表示朝着头骨)，并且朝向尾部植入体被植入到两个椎骨的在下面的那个(人体解剖学中的朝向尾部表示朝着骨盆)。
每个朝向头部植入体2的伸长远侧轴4被植入到在上面的椎骨内，从而近侧节段9通常向下地、朝着在下面的椎骨延伸。在使用时，借助可拆卸地安装的十字棒(没有示出)将两个近侧节段9连接，该十字棒在每个远端处具有球面支承。
朝向尾部植入体还包括伸长的远侧轴4，该轴4具有安装到它的近端上的杯形或者铲形盘(参见图10和11可以得到更多的细节)。朝向尾部植入体被植入到在下面的椎骨内，从而十字棒的端部上的球面支承每个被接收在杯形盘的各自凹入表面中。
这允许了椎骨的铰接，同时将它们的相对运动保持在极限内，且减小了在各个椎骨之间的弱化的或者损伤的接触表面上的负荷。
如果这个系统需要修正，那么十字棒和支承可以被移除，留下要被移除的一对朝向头部植入体和一对朝向尾部植入体。由于它们在形状上差别很大，因此需要稍微不同的适配器，但是它们很好地证明了本发明的共同特征可以应用到不同植入体的范围。
图6A和6B所示的第二植入体35包括圆柱形主体36，该主体36具有逐渐变细的颈部37，该颈部与主体36同轴地延伸。槽38横向地延伸到主体36内，成角度的稍微偏离颈部37，并且终止于部分圆柱形内端部39，该端部39大致与主体36和颈部37的中心轴线对准。螺纹孔40轴向地延伸通过颈37和主体36，开口到槽38的部分圆柱形内端39内。狭窄的圆筒形突起边缘或者脊41绕着内端39的内表面沿着圆周延伸，与螺纹孔40的轴线齐平。
槽38被定尺寸成接收朝向头部植入体2的近侧节段9；该角度使得它更容易地在原位置在近侧节段9上滑动。狭窄的突起脊41收缩槽38的内端39，从而与近侧节段9局部地接近干涉配合。对于脊41的任一侧，内端39在直径上稍微大一些，从而在近侧节段9和适配器35之间有间隙。(其目的在下面解释)。
图7A和7B所示的第三适配器45包括实质上圆柱形的主体46，该主体具有逐渐变细的颈部47，该颈部47从那里同轴地延伸。主体46和颈部47不是完全的圆柱形对称，由于平坦表面52被平行于它们的共同轴线而形成，以使适配器45更加紧凑并且更加容易在原位置上操纵。槽48从平坦表面52垂直地延伸到主体46内，大致终止于与主体46和颈47的中心轴线对准。螺纹孔50轴向地延伸通过颈部47和主体46，开口到槽48的内端内。与孔50相对的槽48的表面53凸起地弯曲，从而它的顶点54与螺纹孔50的轴线对准。
槽48被定尺寸成接收朝向尾部植入体的盘；下面参照图10和11来解释凸起表面53的功能和目的。
图8示出了在连接和使用之前被分开的朝向头部植入体2、第四适配器55和联接杆或者波导61。朝向头部植入体2实质上与上面图1、4和5所示的相同。联接杆61通常与图2、4和5所示的杆1相同，但是在其被连接到适配器55的其远端处稍微不同。
除了平坦表面42已经被形成为与图7A和7B所示的第三适配器45的表面52相类似之外，第四适配器55几乎与图6A和6B所示的第二适配器35相同。接收植入体2的近侧节段9的槽38、狭窄的脊41和螺纹孔40(在这里可以看到它开口到槽38内)是相同的。
联接杆61用平头螺钉56可连接到适配器55上，该平头螺钉56被定尺寸成与适配器55的螺纹孔40相接合。平头螺钉56具有锥形远侧尖端57，可选择地被硬化。在它的近端(看不见)它设置有承窝，该承窝被配置成来接收螺丝起子，或者优选为Allen(注册商标)键或者类似物。在它的远端处，联接杆61设置有螺纹轴向孔60，该孔60被定尺寸成接收平头螺钉56的近端。联接杆61在它的近端处具有用于连接到超声波发生器的螺栓58，如图4和5所示的这些。设置扳手平面59以允许联接杆61被方便地转动和紧固。
为了把适配器55连接到植入体2上，近侧节段9被引入到槽38内并且借助狭窄的脊41被合适地定位在它的内端39处。平头螺钉56被引入到螺纹孔40内并且被转动，直到它的锥形远侧尖端57出现在槽38内并且接触植入体2的近侧节段9为止。平头螺钉56被紧固，直到它的尖端57咬入植入体2内，以产生良好的声学接触并且将其靠着狭窄的脊41固定为止。远离脊41，植入体2不接触槽38的内部或者适配器55的任何其它部分。
平头螺钉56的近端在这个阶段保持凸出于适配器55的颈部37。一旦适配器55被牢固地连接到植入体2上，杆61的螺纹轴向孔60被拧到平头螺钉56上，直到联接杆61以良好的声学接触牢固地抵靠着适配器55的颈部37为止。(这个组件的外观请见图9)。
然后，把选择的超声波发生器安装到螺栓58上，该超声波发生器或者以纵向模式或者以扭转模式(未示出)工作。
为了操作该器械，以调谐频率产生超声振动并且沿着联接杆61把该超声振动传递到适配器55内，超声振动从该适配器55通过它与平头螺钉56的尖端57和狭窄脊41的接触被传到植入体2。无论是纵向模式还是扭转模式，由于这些超声振动离开远侧轴4的纵向轴线地被施加在植入体2上，因此它们引起了植入体2中的，并且尤其在远侧轴4中的弯曲模式振动。这些弯曲模式把振动能量从远侧轴4传递到包围它的接合剂内，使接合剂软化和弱化，并且在充分的声处理之后允许植入体2相对容易地取回。
狭窄脊41和平头螺钉56的锥形尖端57的目的是使适配器和植入体之间的接触区域尽可能的狭窄。过长的接触区域(例如对于上面第一适配器5所出现的)有减弱沿着植入体的许多理想的弯曲模式的危险。在第一适配器5适度地有效时(它仍然施加离开轴线的振动，从而产生一些弯曲模式)，第二适配器35和第四适配器55因此是优选的。
图10示出了在连接和使用之前被分开的朝向尾部植入体62、第三适配器45和联接杆61。联接杆61和相关联的平头螺钉56与上面图8和9所示的那些相同，并且第三适配器45实质上与图7A和7B所示的那些相同。
朝向尾部植入体62具有远侧轴4，该远侧轴4具有粗糙部分以帮助用键固定到周围的接合剂中，与朝向头部植入体2的非常相似。但是，在它的近端处，它包括盘或者杯63，该盘或者杯63从轴4横向地延伸。盘63具有凹入表面64，该表面由浅边缘65围绕，其在使用时把球面支承保持在组装的假体的十字棒上，如上所述。为支承表面的凹入表面64常常被处理以使其硬化。
为了将适配器45连接到植入体62上，适配器45被装配在盘63的一侧上，从而盘63的大部分被接收到槽48内(参见图11)。平头螺钉56向下穿过适配器45的螺纹孔50，直到它的硬化锥形鼻部57咬入到盘63的凹入表面64内为止。这形成了与盘63的很好的声学接触，并且也可以可靠地将盘63的邻近边缘65限制在平头螺钉58的鼻部57和槽48的内壁之间。盘63的相反表面也因此被推靠着槽48的弯曲表面53；因为弯曲表面53的顶点54与孔50的轴线对准，因此盘63将被夹紧在顶点54和平头螺钉58的锥形鼻部57之间并且不会接触远离顶点54的槽48的内部。
图11还示出了平头螺钉56的近端是如何从适配器45的颈部47向外延伸的(如上面对于第四适配器55所述那样)，准备好联接杆61将被连接到其上，再次如上所述那样。
一旦被组装和连接到超声波发生器上，这个组件与图9中所示的非常类似地工作。处于调谐到使传输最大化的频率的超声振动(扭转或者纵向)沿着联接杆61被传递到适配器45内，从那里经由平头螺钉56的锥形鼻部57和弯曲表面53的顶点54进入到盘63内。如上面那样，偏离植入体62的远侧轴4的纵向轴线所施加的这些振动引起了在植入体62中，尤其在远侧轴4中的弯曲模式振动。这些把振动能量传送到轴4周围的接合剂内，该接合剂被逐渐软化和变松，从而允许移除朝向尾部植入体62。
在适配器45和盘63之间的、由平头螺钉56的鼻部51和顶点53所形成的狭窄接触区域又一次足够地把适配器45物理地连接到植入体62上，同时没有减弱植入体62中的理想弯曲模式。
尽管本发明被例示为用于脊骨熔接假体的朝向头部和朝向尾部植入体元件，但是相信所描述的方法可应用于被接合到骨头内的其它植入体的范围的修改中。