JP2000505665A - 可撓性切削工具およびその使用方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 螺旋状に巻きつけられた超弾性ファイバを備え、かつその末端部に穿孔チップを具備するケーブルは、該ケーブルが進みうる長形ホルダに収容され、該ホルダは、穿孔作業中にケーブルを支持する末端部を有し、これを通ってケーブルの末端部が突出してもよい。該ホルダは、その末端部に隣接した所定の角度に曲げるように、また回転し進むとケーブルを支持するように賦形されるケーブル支持部を含む。モータは、ケーブルの末端部から遠くのケーブルに取り付けられ、ケーブルファイバを締めつける傾向の方向にケーブルを回転させる。

Description

【発明の詳細な説明】 可撓性切削工具およびその使用方法 発明の技術分野 本発明は、可撓性切削工具および外科手術用穿孔の他に、このような工具を用 いた切削手順に関する。 背景技術 現代の外科手術の技術においては、様々な理由によって、孔や溝（channels） を骨、歯あるいは軟組織中に切り込むことがしばしば必要となる。移植片の投錨 を可能にし、靭帯や腱の再取付を可能にするネジ、縫糸または骨留め具を受け入 れるために、骨に孔を穿つことがある。通常、モータ（エアモータであることが 多い）と所望の長さおよび径のドリルビットとを用いた外科手術用ドリルが使用 される。しかしながら、他の組織あるいはプロテーゼ材に近いため、所望のボア を組織に形成し得るように、適宜外科手術用ドリルやドリルビットを適切に向け ることは、しばしば困難となっている。もちろん、歯科用ドリルは、使用するこ とは可能であるが、ビットの長さは一般に非常に短い。 米国特許第５，３３０，４６８号(Burkhart)は、ニチノール(nitinol)の回転 ピンが管に向かって緩やかに曲げる管から現れるようになっており、骨の肉厚部 を通して穿孔し、適切に位置決めされた受け人れ管に受け人れられる、関節鏡的 な外科手術のためのドリル機構を提案している。該装置はそれ自体いくらか肉厚 である。ニチノールピンまたはプローブを使用した別の装置が、米国特許第４， ９２６，８６０号(Stice他)に記載されている。ここで、針またはニチノールの その他プローブは、歪曲したカニューレ(cannula)に受け人れられてプローブの 端部を所望の位置に搬送することができる。プローブは、その後カニユーレを通 って進み、真っ直ぐな向きでカニューレ端部から出る。 ニチノールピンが、前述の米国特許第５，３３０，４６８号に記載されるよう に、鋭角に曲げられて高速回転された場合、このピンは、回転中の撓みが一定と なることにより、その曲げられた領域が硬化されることとなる。この鎖域におけ るピンの超弾性特性は減退され、ピンは容易に折れる。それ故、ニチノールピン が鋭利な曲がり部で高速回転されるニチノールワイヤドリルは、これまで商業的 に成功したことがない。 発明の開示 切削エレメントがケーブルまたはそれぞれが螺旋状に巻きつけられたファイバ の外層を含む平行ケーブル束からなり、その回りを回転しうる縦軸を有する細長 い可撓性切削エレメントを使用することにより、適切な可撓性切削器具が得られ ることがわかった。切削手段は、切削エレメントの末端部に配置され、切削エレ メントが回転すると切削機能を奏する。このケーブルは、金属製であることが好 ましく、さらにはニチノールまたはその他超弾性合金であることが最も好ましい 。このタイプのケーブルは、緊密な曲げ部を進みながら、実質的に硬化すること なく、高速回転に耐えることができる。より大きい径の孔を得るために、螺旋状 に巻きつけられた単一ケーブルを使用することができ、あるいは略平行ケーブル 束を使用することができる。 ケーブルは、同径の固体ピンよりはるかに可撓性があるので、ケーブルまたは ケーブル束の自由な末端部（すなわち切削部）は、相対的に支持されず、高速回 転時に制御が及ばないように巻きつく傾向があることが予想される。すなわち、 はるかに可撓性のある超弾性合金ケーブルまたはケーブル束を使用することと引 き替えに、その穿孔端部の制御が欠如することが予想される。ケーブルまたはケ ーブル束として形成され、定置された筒状支持部内にその切削端部が突出し得る ように摺動可能に支持された可撓性切削エレメントの切削端部は、ドリルとして 使用されると、管から突出した切削エレメントの長さが穿孔される組織だけで支 持されるにもかかわらず、切削エレメントが進むに従って相対的に直線的且つ正 確さを保持したボアを形成することがわかっている。定置された筒状支持部が穿 孔される組織の間近に保持される限り、組織自体が他方の支持されない切削端 部を十分に支持すると共に案内して、略直線的な通路内に保持すると思われる。 ここで用いられるように、「組織」は、骨および歯等軟組織と硬組織の両方を いう。 したがって、実施の一態様において、本発明は、ドリルのように細長く構成さ れた器具を含み、切削エレメントが回りを回転しうる縦軸を有し、ケーブルまた は平行ケーブル束により構成された、切削器具に関する。各ケーブルは、螺旋状 に巻きつけられたファイバの外層を含む。切削手段は、切削エレメントの末端部 を具備し、切削エレメントが回転すると切削機能を奏する。モータが切削エレメ ントにその末端部から離して取り付けられ、その縦軸を中心に切削エレメントを 回転させる。該器具は、切削エレメントを支持する開口部を有し切削エレメント を通して軸方向に送ることが可能な細長いホルダを含み、該ホルダは、穿孔作業 中に切削エレメントを支持すると共に切削エレメントの末端部が通って突出する 末端部を有している。該ホルダは、切削エレメントの縦軸にその末端部に隣接す る向き、かつ切削作業時に切削エレメントが回転し進むようにこの方向づけを維 持するように賦形された切削エレメント支持部を含む。ケーブルのファイバは、 ニチノール等の超弾性合金であることが好ましい。 実施の一態様では、ホルダは、切削エレメントの末端部の近くを所定の角度に 曲げ、切削作業時に切削エレメントが回転すると共に進むように、この曲がり部 を維持するよう賦形された切削エレメント支持部を含む。好適な実施の態様では 、螺旋状に巻きつけられたファイバは、それ自体が末端部で切削されて、それ自 体が前述した切削手段を形成する。 可撓性切削エレメントが螺旋状に巻きつけられた単一ケーブルで形成される場 合、ケーブルがホルダを通って進み回転するにしたがって、遠心力または軸状押 圧またはその両方によりケーブルの末端部のファイバが互いにわずかに離れるこ とが可能なようにケーブルを形成することが好ましい。この結果、穿孔された孔 の径は、隣接しているもののその末端部から離れており、ケーブルの径よりわず かに大きくなる。ボアの床部に対してケーブル端部を軸方向に押圧することによ って、ケーブルの個々のファイバが外側に曲がることとなり、その場所における ケーブルの径が大きくなる。可撓性切削エレメントが束において互いに平行に構 成された複数のケーブルを含む場合にも、同様の結果が得られる。ここで、ケー ブルの末端部は、ケーブル束がホルダを通って進み回転するにしたがって、遠心 力または軸状押圧またはその両方によって互いにわずかに離れてもよい。これに よって得られた孔の径は、隣接しているもののその末端部から離れており、ケー ブル束の径よりわずかに大きくなる。 本発明は、上述したように、連続して切削手段を少なくとも部分的に穿孔され る孔内で維持して切削エレメントをホルダを通って進めながら可撓性を有する細 長い切削エレメントをその縦軸を中心に回転させることにより、切削エレメント が略直線的に組織を貫通して進むように、該切削手段を穿孔される孔壁が支持す るように機能するドリルを備える構成の、組織を直線状に通る孔の穿孔方法を含 む。 特に好適な手順は、中空髄内ロッドが受け人れられる大腿骨等の骨に該ロッド を繋留する方法を包含する。このタイプのロッドは、大腿骨、脛骨および上腕骨 等長骨の骨折を内部で安定させるために使用することができる。該方法は、末端 部が支持された切削手段となる可撓性および所定長さを有する細長い超弾性合金 と中空髄内ロッドに受け入れ可能な細長いホルダとを含むドリルを備えたステッ プを含む。本実施の態様では、超弾性合金の好ましい長さは、上述のようなケー ブルまたはケーブル束の形状に形成される。ホルダは、穿孔作業中に超弾性合金 の所定の長さを支持する末端部と超弾性合金の長さの末端部が突出する開口部と を有する。ホルダは、超弾整合金の末端部近くを略直角に曲げてこの曲がり部を 穿孔作業中に維持するように賦形された支持部を含む。この手順では、ホルダは 髄内ロッド内に配置され、超弾性合金ケーブルの所定の長さの末端部が突出する 孔は、髄内ロッド内に予め形成された穿孔と整合される。超弾性合金の所定の長 さは、その後回転して穿孔作業を行い、孔に整合されたホルダからロッドを通っ て径方向外側に進み、穿孔される孔で切削手段を少なくとも部分的に連続して維 持しながら、骨を貫通し、これに重なる筋組織および皮膚を貫通する。皮膚から のドリルの出口点が配置されると、カニューレがケーブルに挿入されて骨を通る 孔に係合する。カニューレは、骨に対して安定化され、ケーブルは引っ込められ 、孔を広げるためにドリルが使用され、該ドリルは、骨の対向する壁を通って延 ばされる。ネジ留め具がこのように骨の中に穿孔された側孔を通って、また髄内 ロッドに穿たれた孔を通って挿人され、これらのエレメントを共に保持する。 本発明の器具の他の外科手術用途は、根管手術等歯科手順、プロテーゼ(prost thesis）に隣接した骨腔となる骨損傷の清浄、十字型前靭帯損傷の補修、脊髄融 合の代わりに椎弓根ネジを配置する準備として脊髄椎弓根に孔を穿つこと、等を 含む。 図面の簡単な説明 図１は、本発明のドリルの一部破断斜視図である。 図１Ａは、図１のドリル先端部の詳細図である。 図２は、骨にボアを形成する状態を示した本発明のドリルの切削チップの概略 断面図である。 図３は、髄内ロッドを配置することによって、脚部の骨折した大腿部の内部が 安定された一部断面概略図である。 図４は、図３に示された髄内ロッドと連結して使用される本発明の装置の切断 概略図である。 図５は、図３に示された髄内ロッドと連結して使用するのに好適な、図１およ び図２と同様の本発明の装置の一部破断断面図である。 図６Ａおよび図６Ｂは、図５に示された装置の部分の一部破断断面図である。 図７は、図３に示されたタイプの髄内ロッドにおける連結部を挿入する装置の 部分断面分解図である。 図８は、特に詳細を示した本発明の簡略化された装置の切断断面図であり、図 ８Ａは、特定の切削端部を示す。 図９Ａ、図９Ｂおよび図９Ｃは、切削エレメントの縦軸の向きをつける方法を 示した本発明の装置の端部の切断断面図である。 図１０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃは、本発明の変形された実施の態様を示す 断面図である。 図１１は、該装置の変形例を図示する、図１０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃに おいて示されたタイプの本発明の装置の端面図である。 図１２は、図１および図１Ａと同様であり、椎弓根における穿孔と連結して使 用するのに好適な穿孔装置の側面図である。 図１３は、図１２の装置の概略図であり、ドリル孔を椎弓根に穿って椎弓根用 ネジを受け入れるための準備を示している。 図１４は、図１２において円で囲まれた装置の部分の拡大断面図である。 図１５は、図１４の線１５−１５で切断された断面図である。 図１６は、図中円で囲まれた図１３の部分の拡大断面図である。 発明を実施するための最良の形態 本発明の可撓性切削工具は、螺旋状に巻きつけられたファイバのケーブルまた は互いに平行に構成されたかかるケーブル束の形状でファイバ、好ましくは金属 、より好ましくは超弾性合金を利用している。図１を参照すると、ドリルとして 例示されている本発明の可撓性切削工具が１０で図示されている。可撓性を有す る螺旋状に巻きつけられたケーブルは全体的に１２で図示され、該ケーブルは、 それ自体が細長い筒状のホルダ１４によって支持される細長い筒状の支持部１３ の内部を通って延びている。支持部１３は、ケーブルを密接して支持し、ケーブ ルが高速回転、またはネジれ方向あるいは軸方向に負荷がかかっている場合でも 、過度の横方向の動きまたは座屈に抗して該ケーブルを支持している。筒状の支 持部１３の内径は、好ましくはケーブルの径の２倍以下であり、通常、筒状の支 持部の内径は、ケーブルの径より約０．００１〜０．００５インチだけ大きいこ とが必要である。末端部１６において、筒状の支持部１３は、曲げられており、 その内表面１８が支持表面となってケーブルをホルダ１４の側から出させ るように所定の方向に向けて支持している。図１において、ケーブル１２は、該 ケーブルの軸に対して約９０°向けられている。ケーブルの末端部２０は、筒状 の支持部１３の末端部２２から突出している。図１において例示されるケーブル は、後により詳細に説明する平行ケーブル束と置き換えられることが理解されよ う。 軸を中心にケーブル１２を回転させるモータ２６が図１に示されている。モー タは、いかなる回転駆動体であってもよく、電気モータあるいはエアモータの形 態をとることができ、後者の場合には、供給管２８を通ってモータに入る圧縮空 気によって駆動される。モータは、どのような速度であっても所望する速度で回 転しうるが、約５０，０００ｒｐｍの速度が適切である。ある目的のためには、 より低速が要求される。回転速度は、毎分数回転から最大毎分１５０，０００回 転以上まで変化させることができる。モータ２６は、一般的に利用することがで きるチャッキング装置、クリンプ技術(crimping techniques)または接着剤を使 用して、ケーブル１２（あるいは、場合によってはケーブル束）の先端部に取り 付けられることができる。ケーブル１２がモータ２６を貫通し、ケーブルの外壁 にモータの回転部を係合し、回転ケーブルをモータと共に軸方向に進行可能とす ることができるようにすることが考えられる。しかしながら、ケーブル１２の先 端部を、周知の方法、すなわちドリルおよびドリルビットを付勢するのに共通の チャッキング機構を使用して、ケーブル１２の軸方向端部がモータのチャック部 分に受け入れられるチャッキング構成を採用することが好ましい。この好適な実 施の態様では、モータ２６はケーブル１２に固定されおり、ケーブルの端部２０ が所望の孔の深さと少なくとも同等の距離となるまで孔２２の外側方向に進むよ うに、モータおよびケーブルは、ホルダの末端部に向かって軸方向に移動される 。実施の一態様において、モータ２６は、ホルダの先端部３０に取り付けられて いてもよく、ホルダ自体は、図１で示されるように、単一筒状部材から形成され るよりむしろ、ホルダ１４の長さを長くまたは短くできるように互いに入れ子式 になっている二または複数の筒状部材で形成することももできる。本実施態様に おいて、ホルダ１４の長さを短くすることは、ケーブル１２が孔２２の外側末 端に進むこととなる。実際には、ハンドルの一部を他の部分に対して所定角度回 転させることによって、孔２２の外側にケーブルの末端部２０が所定量進むよう な、嵌まり合う外周のネジ部をハンドル１４の入れ子部分が有していてもよい。 可撓性を有する細長い切削エレメントの末端部２０は、図１〜１１において単 一ケーブルとして描写されており、図２において最もよく図示されている。単一 ケーブルは、好ましくはニチノールまたはその他の超弾性合金であり、図中に示 されるように、中央芯線３２を中心にして周りに複数の「撚り」を撚り合して形 成されることが望ましい。向かい合わせて撚り合わされたファイバの連続層を有 するケーブル等、図示されるタイプの撚り合わされたケーブルは、いずれもケー ブルが回転するにしたがってファイバがより強く巻きつくことになる方向にファ イバの外層が撚り合わされる限り動作する。好適には、ケーブルは、撚り合わさ れた単層のファイバのみを含み、撚り方向は各ファイバについて同じである。上 記のように、可撓性を有する細長い切削ガイドは、より詳細を後述するように、 複数の平行ケーブルを束ねた構成を含めることができる。 図２から、ケーブルが矢印Ａで図示される方向に回転する場合、螺旋状に巻き つけられた「撚り」は互いに締め付け合う傾向にあり、これによってトルクはモ ータからケーブルの末端部２０まで容易に伝えられることは明らかである。また 、ケーブルがモータ２６によって反対方向に回転する場合、ケーブルは解ける傾 向にあり、非常に緩くなることも理解されよう。したがって、図２に示される撚 り方向と連結して矢印Ａの方向に回転することは、ドリルの正確な動作にとって 重要である。そして、図２においては、ケーブルの撚り合う性質をよりよく図示 できるように、筒状の支持部の末端部が省略されていることも理解されるべきで ある。実際には、ケーブルは、穿孔される組織内に受け入れられ支持される末端 部を除いて、ケーブルの略全長を通して筒状の支持部によって支持される。同様 に、ケーブル束を使用する場合、各ケーブルは同一の撚り方向を有し、かつ該束 においてファイバを締め付けるように切削作業時に該束が回転することが望まれ る。すなわち、各束のファイバが該束の末端部に向かって反時計回りに撚ると すると、モータは次に先端部から見て時計回りのトルクを提供すべきである。 ケーブルを形成する撚り合わされたファイバは、その末端部において、モータ ２６によって生じる実質的な遠心力により、あるいは孔の床部対するファイバの 軸方向の押しつけりよくにより、もしくはその両方により、互いにわずかに引き 離される傾向にある。図２は、骨の塊りＢにボア３４を形成するためのドリルと して使用したときに、わずかに離れるように撚り合わされた「撚り」を示してい る。ボア３４の径は、ケーブル端部２０から間隔をおいてケーブル１２の径より いくらか大きいことに注目すべきである。ここでは、ケーブルの「撚り」３３は 、引き離されわずかに外側に広がっているため、ボア３４はケーブル径よりわず かに大きくなっている。したがって、ボアの内表面とケーブル自体の間に間隙が 設けられ、これは、ボア内のケーブルの結合を防ぐのに投立ち、また穿孔作業か ら砕片が出ることを許容すると確信される。ケーブルの回転速度が増すと、ケー ブルの末端部における「撚り」の分離が遠心力によって増す。したがって、ケー ブルの回転速度を調整することによってボアの径を制御することができる。同様 の概念は、ケーブル束の使用に応用できる。すなわち、ケーブル束の縦軸を中心 にした該束の回転によって該束の個々のケーブルをわずかに離すのに十分な遠心 力が生じ、このためその末端部から間隔をおいてケーブル束よりわずかに大きな ボアが生じる。 撚り合わされたファイバの末端部の切削エッジにおいて、ファイバは、孔の以 前の径に維持され、切削すると、その径によって支持されることは注目されるベ きである。このように孔またはボア３４自体は、ケーブルまたはケーブル束の末 端部が制御の及ばないことによる移動を防止し、ボア３４が直線的となるように 、支持部または案内として機能する。筋肉等の軟組織は同様の支持部となる。 図１で図示される実施の態様における支持部１３は、中央の内腔１５がケーブ ルを収納する筒状であり、上述のように、回転するケーブルがネジれたりまたは 折り返すことを防ぎながら、ケーブルがホルダ内を略自由に回転するように、 ケーブル１２よりわずかだけ大きくなっている。図１のホルダの末端部は、それ 自体９０°の角度で例示されるように、所定の角度に向けられており、その曲が り部における内腔の表面は、ケーブルが回転しホルダを通って進行するように、 ９０°曲がったケーブルを保持する支持部となっている。その曲がり部でケーブ ルを支持するために、他の様々な構成を採用することができる。たとえば、ホル ダは、ケーブルが進みうるその末端部に、または該末端部に隣接してオリフィス を具備するだけでもよく、ホルダの内表面は滑らかに弯曲されてケーブルの曲が り部を支持および保持してもよい。ホルダは、必要により該ホルダの挿人物に形 成される、ケーブルの長さの少なくとも一部を収納し支持する細長い溝を含んで もよい。必要により、内腔１５は、その長さに沿って間隔をおいて狭窄部を具備 してもよく、該狭窄部は、一または複数の点においてその長さに沿ってケーブル に接触し支持するように位置された支持面を提供する。 図中、筒状支持部１３およびホルダ１４は、中空髄内ロッド等の内部で受け人 れ可能な機械的に別個の装置を形成するものとして図示されている。代替の実施 の態様では、髄内ロッド等はそれ自体が支持部を形成してもよい。たとえば、一 般的に固体の髄内ロッドは先行技術において公知である。このような別様の固体 のロッドは、上述の支持部１３と同じ大きさおよび形状の内部通路を具備するこ とができる。上記実施態様において（図中図示せず）髄内ロッドは、本発明のホ ルダ１４の機能を奏し、該ロッド内の通路は、上述の支持部の略同一機能を奏す る。 ケーブルまたはケーブル束の端部にいかなる好適な切削チップを用いることも できる。実施の一態様では、ケーブルまたはケーブル束の一または複数のファイ バは、図８Ａにおいて１９０で図示されるようにループとして形成されてもよい 。細長い切削エレメントが回転すると、ループは膨らみ、これによってループに 隣接するケーブルまたはケーブル束の径よりも大きいボアを形成する。また、ル ープ切削端部が使用される場合、形成されたボアからケーブルが引き出されると 該ボアを介して縫糸を引っ張るようにループを使用することができ、これによ り靭帯や謎あるいは軟骨を骨に繋留することを含む外科手術の手順が単純化され る。 上述のように、ケーブルまたはケーブル束の端部は、ただその長さに対して直 交して横切るように真っ直ぐ切削することができ、あるいは、丸く斜めのまたは 傾斜した円錐状の形状やその他の構成を呈するように切削することができる。し たがって、このようにして得られた個々のファイバの鋭利な端部は、協働して穿 孔チップを形成する。必要により、ケーブルの末端部のファイバは、遠心力によ って引き離されないように互いに溶接されてもよい。また、外科手術処置に現在 使用されるドリルビットと類似した別個のドリルビットを使用することができ、 該ドリルビットは、ケーブルの末端部に対して溶接、接着、圧着、その他によっ て固着することができる。実施の一態様では、ドリルビットは、その末端部に切 削エッジを有することができるが、ドリルビット用ボアに溶接されることが可能 なケーブルの末端部を受け入れるような大きさに軸方向端部が形成された、軸方 向ボアを含むことができる。もちろん、いつでも別個のドリルビットがケーブル の端部に装着されると、穿孔作業中にドリルビットが緩む危険がある。この結果 、図２に示されるように、ドリルビットは、ケーブルまたはケーブル束を形成す る「撚り」の端部によって形成されることが好ましい。 穿孔手順において、上述のタイプの非常に可撓性のあるケーブルを使用するこ とはまた、穿孔作業時に切削される物質のより軟らかい部分にケーブルが追従す るという利点をもたらす。たとえば、根管手術では、孔が神経管に追従する歯根 を通って孔が穿たれることが一般に要求される。歯の神経管は、わずかに弯曲し ている。現在使用される歯科用ドリルは、比鮫的剛性があり、したがって根管と 共通の直線からの偏向に容易に追従することができない。しかしながら、本発明 の切削工具は、非常に可撓性のあるケーブルまたはケーブル束を利用しており、 歯の根管に間挿されることが可能であり、穏やかに進むことによって所望の清掃 を行い、通常の管の弯曲に追従することによって神経を抜くことができ、管の周 囲の硬いエナメル質によって案内される。さらに、穿孔された孔の深さは、ケー ブルまたはケーブル束がハンドルの開口部を通って進められる距離に依存してい るので、ハンドルの端部を穿孔される歯の表面に静置することができ、歯におけ るボアの深さを精度よく制御することができる。さらに、切削エレメント端部の ファイバは、外側に広がるようになっていてもよいので（図２参照）、広がった ファイバは、根の端部を越えて材質を切削し、除きそして置き換えるといった、 今日の歯科器具を使用すると困難な手順に採用することができる。 弯曲した骨の通常の曲率に追従する可撓性切削エレメントの能力は、骨表面に 近い円錐骨との接触によって案内され、多様な外科手術手順に適用できる。脊椎 の後部融合に関連する手順において、内部ロッドおよびクランプと組み合わされ る椎弓根ネジは、脊椎に安定を提供する選択肢である。椎弓根ネジを配置するこ とは、椎弓根の壁を通ってネジ孔を穿孔することに帰因する重大な危険を呈し、 これによって脊髄から伸長した脊髄または神経束に対する損傷、およびこの結果 一時的または恒久的な麻痺が生じる危険を冒す。椎弓根ネジは、後部外科手術ア プローチから椎弓根の脊髄管に間挿される。椎弓根の後部側方の相は、直接透視 のために露出されることがある。 本発明は、直接透視による椎弓根に対する経皮的アプローチを考慮し、これに よって軟組織に対して露出および外傷を減少させることになる。脊椎の後部相は 、標準的な外科手術アプローチにおいて露出される。椎弓根用ドリルは、椎弓根 上に輔突起に対して側方に位置され、回転ケーブル束は椎弓根の脊髄管内に進む 。椎弓根の脊髄管は、海綿骨から構成され、これは、椎骨および椎弓根の外表面 を構成する皮質骨よりはるかに軟らかい。ケーブル群の可撓的性質によって、ケ ーブル群はより軟らかい海綿骨の通路に追従することができる。外科医が椎弓根 用ドリルのケーブル導管を椎弓根の脊髄管の軸から遠くに曲げたとしても、ケー ブル群はこの通路に追従し、一方標準的な撚りドリルは、外科医によって設定さ れた方向に直線状の孔を作る。 本発明は、好適な実施の態様では、骨に対する髄内ロッドの正確な配置と固定 を可能にする方法を提供する。患者の大腿部Ｆが数カ所骨折しているとして概略 的に示された、図３を参照すると、骨の断片は、中空内側４２および壁に形成さ れた一連の穿孔４４、４６を有する挿入髄内ロッドによって、内部が安定化され ている。これらの孔の目的は、骨をロッドに固定するように脚部の外側から骨壁 を通って内側に進んだ骨ネジを受け入れることである。 髄内ロッドの孔を正確に配置することはこれまで課題であった。一つの方法と しては、蛍光透視鏡を使用してロッドに孔を配置し、ネジの次の設置に案内する ようにピンを使用して、大腿部を介してスチメン（Stimen）ピン等を経皮的に設 け、ロッドに対応する孔を設ける。この手順の本質的危険性は、患者および医療 スタッフがガンマ線放射に曝されることである。蛍光透視鏡を使用せず、代わり にロッドの先端（露出された）部を参照した孔の配置の情報を用いることは、ロ ッドを骨の髄内管に押し込むときにしばしば曲がったり、ネジレたりする場合が あることから、困難である。適切に配置されないネジは、除去し交換する必要が あるが、骨に追加孔を残し、さらに作業時間が必要となる。 本発明の実施の一様態によると、この問題は異なる方向から取り組まれる。図 ４に示されるように、中空髄内ロッドが骨の場所に一旦ぶつかってしまうと、適 切にも細身に形成された本発明のドリル５０は、その先端部からロッドに挿人さ れ、図に示されるように９０度に折り曲げられたケーブルの末端部５２がロッド の孔４４を通って延びるまで送り出される。モータが始動され、ケーブルが孔を 大腿骨を径方向外向きに穿孔するように軸方向に進められる。図５〜図７と関連 して以下に詳細が説明されるように、ドリル操作は大腿骨外側の軟組織を通して 続けることができ、所望なら、皮膚の表面上に至ることができる。 本発明は主に超弾性合金ニチノールに関して上に説明されてきたが、そのよう な他の素材またはステンレス鋼のような金属と同様の他の超弾性素材を使用して もよい。ニチノールは、体温等の所望温度で超弾性を示すように処理または扱わ れることができる素材である超弾性（時には偽弾性と呼ばれる）素材である。多 数の形状記憶合金が超弾性／偽弾性回復特性を示すことが知られており、これら は一般的に、室温または体温でオーステナイト型結晶構造からストレス誘導マル テンサイト型構造に変形され、圧力が取り除かれたときにオーステナイト状態に 戻るという能力により特徴付けられる。代替の結晶構造が合金の超弾性または偽 弾性特性をもたらす。 本発明の変形装置は図５および図６に６０として示される。ハンドルグリップ ６２は、筒状のハウジング６６内で入り子式に受け止められるボア６４を備える 。弾性的に圧縮可能なコイルばね６８は、図に示されるように、ハンドルグリッ プの反対側の肩と筒状ハウジングとの間に配置される。フィンガーグリップ７０ は、装置を手に握りやすくするために設けられたもので、フィンガーグリップ７ ０とハンドルグリップ６２が互いに握られると、筒状のハウジング６６がボア６ ４中により深く延びてケーブルが器具から突き出ることとなる。筒状のハウジン グは、空気源（図示せず）からの空気により駆動される、かなりの回転速度を発 揮することが可能な、単純なエアモータのインペラ７６を収容する拡張部７４を 先端部に有している。回転速度は望むように変えることができるが、およそ４０ ，０００−５０，０００ＲＰＭの速度が多くの穿孔作動に適している。 筒状ハウジング６６のボアの中には、湾曲した先端８０を有する細長い筒状の 支持部７８が延びている。この筒状の支持部を通って、駆動管７９中に納められ かつクランプされた上述されたタイプのケーブル８２が延びており、その先端部 は、図に示されるように、インペラ７６の中に軸方向に受け止められてクランプ されている。ケーブルの先端は、駆動管の先端を越えて筒状の支持部の湾曲８０ を通って延びる。フィンガーホール７０とハンドルグリップ６２が一緒に握られ た際、駆動管７９は筒状の支持部の末端に入れ子式に受け止められ、ケーブル８ ２が湾曲部８０からさらに突き出ることとなることが理解されよう。しかしなが ら、好ましくは、駆動管７９はより大きな内部直径を有し、その内で筒状の支持 部７８を入れ子式に受け取る。このようにして、筒状支持部７８はケーブル８２ をより密接に受け止めて支持する。 ハンドルグリップ６２とその末端は、反対側で途切れる細長い管８４と、外向 きに延びているボス８６および８８とを含み、ボスは図３および図４に示される タイプの髄内ロッドに形成された孔４４に入るように形作られている。ボス８８ は、図６Ｂに最もよく示されるように、筒状の支持部７８の湾曲端８０を受け止 めて通すよう形成された孔を有する。ボス８６は、末端に延びるよう形成されて おり、その上に直立ピン９０を有する一般的に平行なアーム状に形成される。カ ムブロック９２は、内部にピン９０を受け止める角度スロット９４を備え、この スロットは、カムブロックが末端方向に移動すると、ピン９０と、ボス８６、８ ８が一緒に動いて髄内ロッドから本装置が取り出すことができるように、配列さ れる。一方、カムブロック９２が先端方向に移動すると、ボスは互いに、また髄 内ロッド中に形成された対抗する孔の中に引き離されて、工具の端をロッド内に 適切に繋留する。ワイヤ９１はカムブロックから、スライド可能なように位置９ ３でハンドルグリップに取り付けられたフィンガーグリップ７２へ延びる。フィ ンガーグリップ７２がハンドルグリップ７０に向かって動く際、ボス８６、８８ は図５に示される位置に引き離される。反対方向へのフィンガーグリップ７２の 移動は、ボスを互いに引っ込ませることとなる。 再び図５を参照すると、ハンドルグリップ６２は潤滑、洗浄または冷却のため の液体運搬用の斜溝９６を含み、この溝はルアー接合部（Luer fitting）９８等 の適切な外部接合部を有する。 図３および図４と関連して上述された手順を参照すると、ハンドルグリップ６ ２の管８４は髄内ロッドの長さを延びるのに十分長く形成されていることが理解 されよう。管８４は、カムブロック９２により引き込まれた位置に保持されたボ スと共に、ボス８６、８８がロッド内の孔４４に隣接するまで、髄内ロッド中に 挿入される。ボスが孔に一旦入ってしまうと（外科医により容易に感知されるよ うに）、カムブロック９２は中央に移動して、髄内ロッド中の対向する孔にボス をロックする。エアモータが始動すると、ケーブルは始めに説明したように、穿 孔作業に進む。 図７は、骨用ネジまたはコネクタを図３に示すように骨と髄内ロッドを通して 配置するために使用できる装置を示す。上記で言及したように、大腿骨の壁を通 って穿孔した後、ケーブル８２は略直線路を穿孔し続け、腿の軟組織を通って皮 膚から現れるだろう。第７図に示されているのは、ケーブルクランプ内で受け止 められる中空導入ロッド１００であり、ケーブルクランプは筒状ハウジング１０ ４内で受け止められるロッド１０２を含む。筒状支持部１０４は、その底端に、 ロッド１０２が管１０４内を軸方向に移動される際にケーブルの端を受け止める ための、またケーブル上にクランプするための内部ラバーシール１０８を備える 。患者の皮膚から突び出ているケーブルの端がラバーシール１０８内で捕らえら れるため、ケーブルはしっかりと支持される。次に、導入ロッド１００は、導入 ロッドの円錐端１０６がケーブルが突き出ている大腿骨の孔の縁に受け止められ るまで、ケーブルを張りながら、ケーブルクランプおよびケーブルに沿って軸方 向下方にスライドされる。導入ロッドは孔の縁に対してしっかりと保持され、次 にケーブルクランプが取り除かれる。ケーブル自体は導入ロッド内から引き抜か れることが可能であり、また、図５に示される装置全体は脇に置いておくことが できる。次に、導入ロット上に、ドリルスリーブ１０９を内部に有する導管１１ ０が進められる。導管１１０は、外科医が器具を支持するのを補助するために便 利なハンドル１１２を有する。ドリルスリーブ１０８は、末端部において、導入 ロッドが取り除かれるのに続いて、穿孔された孔の周囲の大腿骨表面に打ち込ま れる骨着座用スパイク（bone seating spikes）１１４を有している。この時点 で、細長い手術用ドリルがドリルスリーブの中空の中心を通して挿入され、大き い直径の孔が大腿骨を通して穿孔され、ドリルビットは、髄内ロッドと、大腿骨 の反対側とを通過する。次に、ドリルおよび支持用ドリルスリーブが取り除かれ ると、固定ネジ（図示せず）は、導管１１０を通って進められ、大腿骨に穿孔さ れた孔を通して、また髄内ロッドの予め形成された孔を通して締められて、大腿 骨と髄内ロッドとをしっかりと一緒に取り付ける。 図８は、本発明装置の末端部の詳細を示す中断されたおおまかな概略図である 。上述されたケーブルの所定の長さは１２０で示され、ケーブルおよび駆動管 １２５（後述する）はスライドして筒状支持部１２２中で受け止められる。引き 続いて筒状の支持部が筒状のハウジング１２４内で軸方向に抑えられる。図に示 されるように、ケーブルは、インペラと噛み合うように取り付けられたケーブル の端から間隔をおいたポイント１２７から延びる駆動管１２５に収められる。駆 動管は、接着剤または他の同様な手段により、いずれか一方または両方の端部を クリンプすることによってケーブルに固定される。筒状の支持部が駆動管内で受 け止められた場合は、駆動管と細長い切削エレメントが先端部に取り付けられる 。エアモータが末端部に、すなわち、図８において左に動くにつれて、ケーブル １２０は筒状支持部１２２の外に向かって進む。 筒状の支持部１２４の末端部は、筒状のハウジングの端内で受け止められる近 接部１３２およびハウジング１２４に対しておおよそ直角に延びる鼻１３４を有 する、支持エレメント１３０を備えていることに注意されたい。 支持エレメント１３０は、筒状のハウジング１２２の末端部１３６内に設置され た湾曲ボアとともに形成され、ケーブル１２０が筒状支持部から現れる際にケー ブルを適切に向けられるように、支持エレメント１３０が筒状の支持部１２２お よび末端部１３６をしっかりと保持する。鼻１３４は、たとえば付け根上の歯の 表面に対して正確に合わせることができるようするために、所望の細さかつ先細 に作ることができ、その器具は根管手術手順を実行するのに使用するのに適当で ある。 ケーブルまたはケーブル束の軸は０度から１８０度の範囲の所定の角度を通し てその末端部に隣接する向きに向けることができる。さらに、ケーブルが通過さ れ所定の角度に向けられた細長い筒状の支持ホルダは、使用前または使用中に調 節されることができる。図９Ａ、図９Ｂおよび図９Ｃは弾性的に湾曲可能な筒状 のハウジング１４４内の筒状の支持部１４２によって運ばれるケーブル１４０を 示しており、筒状ハウジングは、所望ならば、ニチノールまたは他の超弾性合金 から作られる。筒状の支持部１４２は、支持部の末端部に隣接する一つの側壁に 間隔をおいて切り込まれた一連のノッチを備える。制御ワイヤ１４８は、筒状の 支持部１４２に隣接する筒状ハウジング１４４内に延びており、そのワイヤは、 筒状の支持部のノッチが形成されているのと同じ側の１５０における筒状の支持 部に取り付けられている。ここで、図９Ａ、図９Ｂおよび図９Ｃから気づくよう に、ワイヤ１４８が中央に引かれるにつれて、ノッチ１４６の壁は一緒に圧迫さ れる傾向があり、筒状の支持部を曲げることを可能にする。すべて図に示される ように、これは、続いて筒状のハウジング１４４の末端部をも曲げる傾向がある 。 図１０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃは、ケーブルまたはケーブル束が本発明の 装置の末端部において所定の角度で向けることができる別の方法を示す。図１０ Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃにおいて、筒状のハウジング１６２から現れる細長 い筒状の支持ホルダ１６０が示されている。筒状の支持部は所望するように湾曲 されることができ、筒状の支持部１６０内でスライド可能に受け止められるケー ブル１６４は、筒状の支持部の端から延長可能である。所望の場合は、筒状の支 持部１６０は、支持部の末端部１６６が穿孔される骨または他の組織に適切に隣 接するように、配置することができるように外科医によって手動で曲げられるこ ともできる。代わりに、筒状の支持部は、第１０Ｃ図に示される前もって形成さ れた形を有する超弾性合金でもよく、支持部１６０の可撓性性質は、図１０Ａに 示されるように、それが筒状ハウジング１６２内に一般的に直線配列で収容され 、ハウジング１６２内で遠位に進められたときに湾曲した形で突き出ることを可 能にし、支持部１６０の湾曲性質はそれが所望のように操縦することを可能にす る。 これからの説明で理解されるように、本発明の装置は様々な目的に使用できる 。一つの応用は十字型前靭帯損傷復元を含む。この手順では、個別の移植片また は膝靭帯の部分のどちらか一方の靭帯移植片が脛骨プラトーに用意された孔を突 き通す。脛骨プラトーの孔の出口の適切な配置は移植片および膝の長期間の機能 に重大である。孔が前方から遠すぎて配置された場合、移植片が大腿骨切痕と衝 突し、早期失敗の結果となる。孔が後方から遠すぎて配置された場合、移植片 は膝に必要な安定性を与えない。 従来技術を用いて、移植片を受け人れるための脛骨における遠位孔は外部前遠 位アプローチ（exterior anteriodistal approach）に従って穿孔される。しか しながら、本発明では、外科医はドリルを用いて直接所望のボア位置を狙いなが ら、関節スペースから穿孔プロセスを開始できる。ケーブルは末端部に進められ 、関節から遠い脛骨前皮質から現れる。それから、カニューラが挿人されたドリ ルは、ケーブル上および関節スペース中に進められ、脛骨プラトーの適当な位置 から出る。同様技術が顆内切痕（intracondylar notch）から大腿骨のドリル孔 を用意するために使用できる。このように、関節スペースの内部から穿孔作業を 開始することにより、ボアを正確な位置に配置できる。 移植片周囲の骨での病変の形成である骨溶解は、骨にかなりのダメージを与え る。骨溶解性病変は通例進行性であり、移植片をゆるませ痛ませたり、支持骨を 破裂させたり、または移植を失敗させたりする。修正手術がしばしばそのような 病変を治す唯一利用可能なオプションである。しかしながら、本発明の切削装置 により提供される作業の可撓性は病変を大規模な手術なしできれいにしふさぐこ とを可能にする。始めに一旦病変を囲っている皮質骨を通して穿孔すると、図１ ０Ａ、図１０Ｂおよび図１０Ｃに示されるタイプの切削器具が病変腔の中に進む 。ケーブルが病変の中に進む際、それは、通常非常にやわらかい病変物質の一部 を穿孔して取り除くように注意深く制御される。しかし、ケーブルのかなりの長 さが長形ケーブルホルダ筒状支持部から突き出ることが許されている場合、ケー ブル端は病変腔を無作為にくずして、選択的にやわらかい病変物質を拭き取るこ ともできる。 図１１を参照して、図１０Ａ、１０Ｂ図および図１０Ｃに代表されるように、 本発明の切削器具は異なる機能を実行するために様々な他の長形器具を備えるこ とができる。図１１は、本発明の器具端を示している。ここで、外側筒状ハウジ ングは１７０で示され、そのハウジングは内にケーブル１７２とケーブル支持部 １７４を収容する。また、ハウジング１７０内に収容されるものは、光ファイバ 束１７６および水または他の洗浄液で切削部を流すために用いられる小管１７８ 、１８０もあってもよい。この構造は、上述されたような骨溶解性病変の洗浄す るのに役立つ。光ファイバ束１７６は腔の清掃が起こる際にケーブル位置が間断 なく見えるようにし、また管１７８、１８０は遊離した病変物質を洗い流すため に用いられることができる。特に、ケーブル端が手当たり次第に動いてもよいと き、ケーブル端のストランドはストランドを開かせるためにわずかに撚りが戻さ れてもよく、またはそのワイヤが病変物質を切り離すのに役立つ。一旦病変が一 掃されると、病変腔が骨用セメントまたは骨移植片物質で満たされる。骨用セメ ントは砕片がその空間に人り込む、また別の骨溶解性病変を引き起こすのをのを 防ぐのに対して、骨移植片物質の利用は、病変腔での骨の再形成を助ける。上述 された骨溶解の処置に関連して、ケーブル端はきれいにされる骨腔中で無作為に 強くかき回すために、回転速度はもちろん、器具がドリルとして用いられるとき の回転速度よりもずっと遅くなるべきである。 本発明は第一に、細長く柔軟な切削エレメントとして、一本のケーブルの使用 との関係の点から説明されているが、次のエレメントもまた、平行に、そして互 いに隣接するケーブル束という形をとることができる。一般に、ケーブル束は骨 や歯のように硬い細胞に穴をあけるために好まれるのに対し、一本のケーブルに よる切削エレメントは柔らかい細胞に穴をあけるために好まれる。 ケーブル束によって構成される切削エレメントは、図１２−図１６の２００の ように設計される。中央ケーブル２０４を６本のケーブル２０２が取り囲む形の ケーブル束の構造は図１５に示されている。ケーブルの本数は、そのケーブルひ とつひとつの直径とその束の直径によって決まるということが理解できる。ひと つのケーブル束は、一般に３本から約１７本のケーブルによって構成される。６ 本のケーブルが中央の７番目の一本のケーブルを取り囲む構造を持ち、そのそれ ぞれのケーブルが中央の７番目の一本のファイバとそれを取り囲む６本のファイ バから構成されている７本ケーブル束は、よい結果を示している。それぞれの ケーブルは複数のファイバ、すなわち好適な実施様態中の、上述されたように螺 旋状に曲げられた金属線から構成されている。６本のケーブルが中央の７番目の 一本のケーブルを取り囲む構造を持ち、そのそれぞれのケーブルが、中央の７番 目の一本のファイバとそれを取り囲む６本のファイバから構成されている７本ケ ーブル束は、すべて図１５に示されているように、よい結果を示している。ケー ブルは通常互いに隣接した形で固定され、その形態は、ケーブルの本数、それぞ れのケーブルの中でファイバに加えられるネジれ、加えられるトルク、加えられ る圧力、それぞれのケーブルの中のファイバの本数などによって決まる。ケーブ ル束のそれぞれのケーブルは柔軟であるため、それらはモータによってトルクが 加えられた際、図１４および図１６に示されるようにロープのように互いにネジ れる傾向があり、実際にケーブル束はこのネジれた状態で供給されることがあり 、トルク負荷がかからない場合はこの形状が維持される。しかしむしろ、静止状 態にある場合、通常、ケーブル束の個々のケーブルはまっすぐで、ケーブル同士 の目立ったネジれはない。このように、ケーブル束はどのような方向にでも回転 し、ケーブル束はトルクが加えられると図１４、図１６で例示されているような ネジれた形状に変化する。この形状によって、ケーブルはトルク負荷が与えられ た際に互いに締めつけ合い、容易にトルクをモータから切削エレメントに伝える 。 図１２−図１６は、脊椎への椎弓根ネジの配置のための切削に関わる外科治療 に関する 本発明の器具の使用方法を示している。器具は、図１２の２１０とし て示され、圧縮空気源（図示せず）によって駆動され、ハウジング２１３に収容 されるエアモータ２１２を含み、そのエアモータは、図１に関連して上述された 方法でケーブル束２００に装着され、ケーブル束２００を動かす。ケーブル束は チューブ２１４を通して伸び、エアーモータハウジングに収容されるが、チュー ブは、小さくな直径の、内部をケーブルがスライドして移動することのできる末 端ガイドチューブ部２１８を持つ外部チューブ２１６の中を入れ子式に動くこと ができる。ガイドチューブ２１８は末端にケーブル束を取り囲むガイドブッシン グ２２０があり、それによってケーブルが正しい方向に置かれ、特定の方向に向 く。遠心力によってケーブル束は直径が増し、ブッシング２２０と接触する。静 止時におけるブッシングとケーブル束のすき間を調整することで、穿孔される孔 の直径を変えることができる。図１に関連して上述されたように、ガイドチュー ブ２１８は曲げることができる、あるいは図１２−図１６に示されるように直線 でもよく、外部チューブ２１６の中でチューブ２１４が入れ子式に受け取られた 際、ケーブル束の縦軸に沿ってケーブル束はチューブ２１８から出る。好適な切 削作業中に、外管２１６は、孔が穿孔される骨の表面に隣接する、または接する ガイドハウジング２２０にと共に動かないように維持される。ケーブル束は、エ アモータ２１２により速く回転され、管２１４およびケーブル束は外管２１６お よび導管２１８を通して末端部に進められるが、ケーブル束は管２１８の端から 末端部に向かって出される。 図１３は、椎弓根ネジを受けるためにどのように孔が脊椎「Ｖ」に穿孔される かを示す。椎体は２３０で示され、内部海面、すなわちスポンジ状の骨塊２３４ を取り巻く皮質骨２３２の外層を有する。椎孔は２３６で、椎弓根は２３８で示 される。導管２１８の先端は椎弓骨に対して置かれ、また、エアモータにより速 く回転されるケーブル束２２０は椎弓骨の皮質骨を通して貫き、海綿域２３４に 入る。次に、回転するケーブル束は皮質骨により閉ざされた海綿骨の管を通り抜 ける。管はより柔らかい海綿骨からなり、ケーブル束の可撓性質は、ケーブル束 がより柔らかい海綿骨の通路に続くことを可能にする。外科医がケーブル導管２ １８を椎弓骨髄質管の所望の軸からわずかに離れて曲げることにより間違った場 合でさえも、この通路に従える。 ケーブル束２００が進むことで形成されたボアは、その末端部から間隔を置か れたケーブル束の直径よりわずかに大きい。これは遠心力下で、または穿孔され る孔の底に対してケーブル端が底上げされたため、またはその両方のために、個 々のケーブル２０２がその端２４２においてわずかに広がっている図１６に示さ れる。結果として、ボア孔２４４の直径は孔から免れるための砕片用隙間を提供 するために、端２４２から中央に向かって間隔を置かれたケーブル束２００の 直径よりもわずかに大きい。このため、一本のケーブル切削エレメントに関連し て上述されたように、ボア２４４の直径は、束の回転速度、穿孔作業において束 端に与えられる軸方向の力、可撓性、個々のケーブルの数および直径、ブッシン グとケーブル束の間の隙間等を含む変数を調節することにより制御されることが できる。 本発明の好適な実施様態が説明されてきたが、様々な変更、適応および緩和が 本発明の精神および添付された請求の範囲から逸脱することなく行われることが できることは理解されるべきである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ)，ＵＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ， ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ Ｂ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ， ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，Ｎ Ｚ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ， ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 スターサ，ブルース，ウエイン アメリカ合衆国 ウィスコンシン 54870. サロナ，ケゲマ レーク ロード エヌ 794, (72)発明者 ピーターソン，フランシス，シー. アメリカ合衆国 ウイスコンシン 54021. プレスコット，カレッジ ストリート 807,

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 1. 縦軸を中心に回転することができ、コイル状に巻かれたファイバの外層 を各ケーブルに有する一本のケーブルまたは平行ケーブル束を備え、回転時に切 削機能を行う切削手段を末端部に配置した、長形かつ可撓式の切削エレメントと 、 前記切削エレメントにその末端部から離れて取り付けられ、該切削エレメント をその縦軸を中心に回転させるモータと、 切削エレメントを支持し、該切削エレメントが通って軸方向に前進することが できる開口部を有する長形ホルダであって、穿孔操作時に切削エレメントを支持 し該切削エレメントの末端部が通って突出する末端部と、切削気エレメント末端 部付近の切削エレメントの縦軸方向に合わせて形作られかつ切削操作時に該切削 エレメントが回転し前進するような方向を維持するよう形作られた切削エレメン ト支持部とを含む長形ホルダと、 から成る切削工具。 2. 前記ケーブルは超弾性合金ファイバ製である、請求項１記載の切削工具 。 3. 一本のケーブルを有する切削エレメントにおいて、ファイバは前記末端 部に向かって右回りまたは左回り方向にコイル状に巻かれ、前記モータはケーブ ルをもう一方の方向に回転させる、請求の範囲第１項に記載の切削工具。 4. 前記ファイバは、ファイバ自体が前記切削手段を成すよう、切削エレメ ントの末端部に形成された、請求の範囲第１項に記載の切削工具。 5. 前記ファイバのうち一本または二本以上のファイバはケーブルの末端部 に隣接するループを規定し、該ループは遠心力および軸方向圧縮を受けて拡大す る傾向にある、請求の範囲第３項に記載の切削工具。 6. ケーブルの末端部は開バスケット形状を成すよう編まれた、請求の範囲 第３項に記載の切削工具。 7. 前記ファイバは、ファイバの幅にわたって切削エレメントの縦軸と垂直 を成す角度で切断される、請求の範囲第４項に記載の切削工具。 8. 前記ケーブルは、ケーブルの末端部に隣接するファイバが互いにわずか に距離をあけることを可能にするように形成され、それにより穿孔操作時にあた って、穿孔される孔の直径が、ケーブルの末端部付近ではあるが間隔をおいた位 置にあるケーブルの直径よりわずかに大きくなる、請求の範囲第３項に記載の切 削工具。 9. ケーブルとモータは、ケーブルの末端部のファイバが、モータによるケ ーブルの回転時に遠心力を受けて互いに距離をあけることが可能であるように選 択される、請求の範囲第８項に記載の発明。 10．ケーブルは、ボアの床面に対して軸方向にケーブルが圧縮される際、ケ ーブルの末端部に隣接するファイバが外側に曲がることを可能にするよう形成さ れる、請求の範囲第８項に記載の発明。 11．前記長形ホルダは支持面を含み、支持面は、ケーブル長に沿って一また は二箇所以上において前記ケーブルに接し支持する、請求の範囲第１項に記載の 切削工具。 12．前記長形ホルダは、前記支持面を形成する内壁と中空内部を有する、請 求の範囲第１１項に記載の切削工具。 13．前記長形ホルダは、ケーブルのほぼ全長にわたって前記ケーブルを収容 すし支持する筒状支持部を有する、請求の範囲第１１項に記載の切削工具。 14．ケーブルの末端部に留めつけられた分離ドリルビットを含む、請求の範 囲第１項に記載の切削工具。 15．前記可撓式切削エレメントはケーブル束を有し、ケーブル束は、切削エ レメントの末端部に隣接する個別のケーブルが互いにわすかに距離をあけること を可能にするよう形成され、それにより穿孔操作時にあたって、穿孔される孔の 直径が、ケーブル束の末端部付近ではあるが間隔をおいた位置にあるケーブル束 の直径よりわずかに大きくなる、請求の範囲第４項に記載の切削工具。 16．可撓式切削エレメントとモータは、切削エレメントの末端部に隣接する ケーブルが、モータによる切削エレメントの回転時に遠心力を受けて互いに距離 をあけることが可能であるように選択される、請求の範囲第１５項に記載の切削 工具。 17．切削エレメントは、ボアの床面に対して軸方向にケーブル束が圧縮され る際、ケーブル末端部付近のケーブルが外側に曲がることを可能にするよう形成 される請求の範囲第１５項に記載の切削工具。 18．前記切削エレメントを把持し前記モータにより駆動される駆動管を含む 切削工具であって、該駆動管は前記長形ホルダに関し入れ子式に移動可能であり 、そのため、駆動管の、長形ホルダに関し遠位となる動きによって前記切削エレ メントが切削エレメント支持部から突出する、請求の範囲第１項に記載の切削工 具。 19．縦軸を中心に回転することができ、コイル状に巻かれたファイバの外層 を各ケーブルに有する一本のケーブルまたは平行ケーブル束を備え、縦軸を中心 とした回転時に切削機能を行う切削手段を末端部に配置した、長形かつ可撓式の 切削エレメントと、該切削エレメントが通って軸方向に前進することができる開 口部を有する長形ホルダであって、穿孔操作時に切削エレメントを支持し該切削 エレメントの末端部が通って突出する末端部と、切削エレメント末端部付近の切 削エレメントの縦軸方向に合わせて形作られかつ切削エレメントが回転し末端部 方向に前進するような方向を維持するよう形作られた切削エレメント支持部とを 含む長形ホルダ、を含む、ドリルを提供することと、 切削手段、少なくともその一部を、穿孔中の孔の内部に継続的に維持し、それ により穿孔中の孔の壁が切削手段を支持して、切削手段が組織内を前進すること ができるよう、前記切削エレメントをその縦軸を中心に回転させること から成る、動物組織内へ孔を穿孔する方法。 20．該組織は骨である、請求の範囲第１９項に記載の方法。 21．該組織は柔らかい組織である、請求の範囲第１９項に記載の方法。 22．前記ファイバは、ファイバ自体が前記切削手段を成すよう切削エレメン トの末端部に形成され、また、前記切削エレメントは、切削エレメントの末端部 に位置するファイバが、互いに距離をあけることにより切削エレメント末端部付 近の切削エレメントの直径よりも大きな直径の孔を、前記骨中に穿孔することが できるよう回転する、請求の範囲第２０項に記載の方法。 23．外科処置において、髄内ロッドを骨に固定し骨内部にロッドを受け入れ るための方法であって、 縦軸を中心に回転することができ、コイル状に巻かれたファイバの外層を各ケ ーブルに有する一本のケーブルまたは平行ケーブル束を備え、回転時に切削機能 を行う切削手段を末端部に配置した、長形かつ可撓式の切削エレメントと、前記 切削エレメントにその末端部から離れて取り付けられ、該切削エレメントをその 縦軸を中心に回転させるモータと、髄内ロッド中に受け入れ可能な長形ホルダで あって、穿孔操作時に切削エレメントを支持するための末端部を有しかつ該切削 エレメントの末端部が通って突出する開口部を備え、切削エレメント末端部に隣 接する概略右の角度に切削エレメントを方向づけるよう形作られかつ切削エレメ ントが回転し末端部方向に前進するような方向を維持するよう形作られた切削エ レメント支持部を含む、長形ホルダ、とを含む、ドリルを提供することと、 髄内ロッド中にホルダを位置決めし、ホルダ中の孔とロッドの中に予め形成さ れた孔とを整合させることと、 前記切削エレメントを回転させ、かつ切削手段、少なくともその一部を、穿孔 中の孔の内部に継続的に維持しながら、ホルダとロッドの孔を整合させた孔を通 して、また、前記骨に対しおよび骨を通して前記切削手段が前進することと、 ドリルの骨からの出口位置を定め、髄内、および骨を通して内部にネジ式固定 具を挿人すること から成る、髄内ロッドを骨に固定し骨内部にロッドを受け人れるための方法。 24．前記切削エレメントを、前記骨を覆う柔組織、および皮膚を通して前進 させる段階を含む、請求の範囲第２３項に記載の方法。 25．前記ファイバは、ファイバ自体が前記切削手段を成すよう、切削エレメ ンの末端部に形成され、また、前記切削エレメントは、切削エレメントの末端部 に位置するファイバが、互いに距離をあけることにより切削エレメント末端部付 近ではあるが間隔をおいたところにある切削エレメントの直径よりも大きな直径 の孔を、前記骨中に穿孔することができるよう回転する、請求の範囲第２３項に 記載の方法。