CN1192750C

CN1192750C - 椎间盘假体

Info

Publication number: CN1192750C
Application number: CN01104261.3A
Authority: CN
Inventors: 罗伯特·加里·赫金斯; 杰佛瑞·C·费尔特; 亚历山大·阿尔谢尼耶夫; 汉森·A·袁; 鲍其滨
Original assignee: Disc Dynamics Inc
Current assignee: Disc Dynamics Inc
Priority date: 2000-08-28
Filing date: 2001-02-27
Publication date: 2005-03-16
Anticipated expiration: 2021-02-27
Also published as: DE60131089D1; DE60131089T2; JP4374188B2; WO2002017825A3; EP1313411A2; CN1340330A; WO2002017825A2; ATE376403T1; EP1313411B1; JP2004507319A; AU2001285486A1

Abstract

一种通过在椎间盘内在传输和原位固化生物材料而修复椎间盘的***。该***包括一具有一可***的气囊和相关的管道的控制阀接头装置，以及一种在原位可固化的生物材料(以及有关的生物材料传输装置)。该***可使医生通过控制撑张和/或生物材料传输压力判断用于生物材料传输的适当端点，还可向气囊传输所需数量的生物材料，以使高分子材料的固化及性能改进。还提供一种通过使用这种***在传输和原位固化生物材料而用于修复椎间盘的相关方法。该***可用于以使周围的椎间盘组织基本上无伤的方式植入一修复用的整个椎间盘或者椎间盘髓核。

Description

椎间盘假体

本文公开的发明涉及矫形方法及其装置领域。具体地说，本发明涉及植入式修复术领域，更具体地说涉及用于修复椎间盘的方法和装置。

椎间盘位于脊柱中相邻的椎骨之间，可对脊柱以及施加在脊柱上的外力分配提供结构上的支撑。椎间盘由三种主要部分组成：软骨端板、髓核以及纤维环。其中间部分--核髓相对较软，呈凝胶状，由大约70％至90％的水组成。它具有高蛋白聚糖内容物，并含有大量的II型骨胶原和软骨囊肿。髓核周围是纤维环，该纤维环具有更坚硬的坚固性，并含有由大约40％的I型胶原、60％的II型胶原以及纤维细胞组成的有机纤维性网。该纤维环用于向椎间盘提供***的机械支撑，提供扭转阻力，并在抵抗其流体静压时具有更软的核部。

但是，椎间盘易于受到很多伤害。在髓核开始透过纤维环内的孔突出时，会发生椎间盘突出，经常达到突出的物质侵害脊柱内的神经根的程度。纤维环的后部和后侧部最容易变薄或突出，从而更容易受到由于椎间盘上的垂直压力而产生的伤害。许多用于椎间盘损伤的治疗方法涉及到髓核假体或椎间盘垫片的应用。本领域已知有各种髓核修复植入物。例如，Bao等人的美国专利US5047055教导了一种可膨胀水凝胶修复髓核。本领域还有其它公知的装置，如椎间盘垫片，在脊柱之间使用楔子，以降低由脊柱施加在椎间盘上的压力。本领域还公知有采用脊柱融合的椎间盘植入物，如Brantigan的美国专利US5425772和US4834757所教导的内容。

本领域还有其它方法，即直接替换所有的椎间盘，如使用由Sulzer提出的空心柱。其BAK^_Interbody Fusion System涉及植入到两个或多个脊柱之间的空心螺纹圆柱的应用。植入物由骨移植物包裹起来，以利于脊柱骨的生长。在邻接脊椎穿过和环绕植入物一起生长时可发生融合，从而导致稳定。

目前还公开有其它试图用于椎间盘修复的装置和/或方法，但是没有发现进一步的根本改进，更说不上商业化应用了。参见诸如Garcia(法国申请FR2639823)和Milner等人(国际专利申请WO9531984)的申请。这两件申请的说明书在一些重要方面彼此不同，也与下面描述的方法不同。例如，两个说明书都没有想到，更不用说建议采用下列方式了，即可以或应当谨慎地控制所传输的材料的数量，以在椎间盘空隙内达到理想的压力。两个说明书也都没有想到或建议，在向椎间盘空隙传输生物材料的过程中，能够分流正在固化的生物材料的初始部分。

本申请人曾描达过如运用最小创伤技术由可传输的并在原位固化的生物材料形成的修复植入物。例如，参见本申请人的美国专利US5556429和已公开的国际申请WO95/30388。尤其是已公开的申请人的国际申请WO97/16847和申请日为1997年11月14日的国际申请PCT/US97/208 74(每一申请所公开的内容在本文被参考引用)进一步描述了压在椎间盘空隙内部修复髓核的结构由下面所述的方法形成，该方法例如包括如下步骤，即将一瘪缩的模具装置(在一优选实施例中表述为“气囊”)，该套管本身由一环形套筒内的一个开孔定位，并且利用适用于在原位固化的流动性生物材料填充气囊，从而提供一永久椎间盘替代物。为了进一步改进和评价先前所述的方法和***，很显然需要各方面的进一步改进，如在手术过程中可使医生能够确定和获得适当的椎间盘撑张压力，从而可使医生把所需数量的生物材料可控制地、有效地传输到气囊。

本发明所提供的***包括：一装置(依次包括各种特有的部件)和在原位置可固化的生物材料，同时本发明还提供有关的一个方法，以便通过传输在原位固化的生物材料来修复(如进行全部或部分替换)椎间盘。该***可用于植入一个修复的整个椎间盘，或者以下述方式植入一个修复的椎间盘髓核，即基本上无损伤地除去椎间盘周围的组织。在一最佳实施例中，该方法包括如下步骤：预备、***和定位一装置，该装置包括一在椎间盘空隙内可膨胀的气囊。一旦定位，该气囊就充满可固化的生物材料，直到气囊膨胀到理想的体积和尺寸，随后使这些生物材料在原位置充分固化，形成具有理想几何形状和尺寸的最终假体，以基本上提供或者修复成一种理想的椎间盘骨骼结构和功能。可以选择的，并且优选的是，本发明所述的***适用于最小创伤的治疗中。

在各种优选实施例中，本发明所述的方法和装置在上述各种方法的基础上提出了多种改进，如该装置可使医生判断出生物材料传输的合适结束点(如通过控制骨撑张和/或生物材料传输压力)，并依次向气囊传输一所需(如预定的)量的生物材料，从而可获得改进的聚合物固化特性和植入特性。

在一优选实施例中，生物材料传输压力本身用于判断结束点。这样的***包括一用于在原位置形成椎间盘假体的装置，该装置包括：

a)一适于定位在椎间盘内部的瘪缩气囊(如可伸展性的或不可伸展性的)，从而在充满和填充生物材料时可提供一个或更多个外部组织接触面和一个或多个由相应的内部表面形成的内部腔室，其中的至少一个内部腔室可用于容纳可固化的生物材料；

b)第一和第二腔管，每一腔管都设有近端和远端，每一腔管的近端(即患者端)耦合起来，或者适用于耦合，与气囊的内部腔室保持流体和/或气体联系；

c)优选包括一流体控制阀的一个或多个管接头，该管接头与第一腔管连接，适用于可操作和可控制地连接，并保持第一腔管的远端和流动性生物材料的传输装置之间的流体联系；以及

d)一个或多个与第二腔管连接的管接头，该管接头在气囊填充过程中可操作和可控制地影响气囊内部流体和/或气体的压力。

另外，特别是在用于整个椎间盘的替换中，本发明所述的***进一步包括端板和与这种装置结合的固定部件。气囊材料既可以是基本上可伸展的，这样在其膨胀过程中气囊也可展开，也可以是在涉及其应用的情况下(特别是受压下)基本上不可伸展的。

与本发明相应的***还包括：

a) 一个或多个本文所述类型的装置，

b) 一个或多个生物材料源，至少一个材料源包括适于混合并被传输到装置的气囊部分的多个组分，以便在椎间盘空隙内在原位进行固化；以及

c) 一个或多个相应的生物材料传输装置，每一装置都适用于混合生物材料的多个组分并把正在固化的生物材料传输到气囊部分的腔室内。

在这种优选实施例中，***还可包括各种附加部件，包括一适于为外科医生提供指示生物材料传输的适当端点的端点监视器。例如，在一优选实施例中，端点监视器包括一与装置的腔管(优选为第一腔管)连接的压力监视器，该压力监视器用于通过检测由椎间盘空隙内生物材料的传输所产生的撑张压力来检测和/或判断适当的端点。

在这种实施例中，该***包括适用于通过监视人体外部的生物材料的典型采样而判断气囊内部正在传输的生物材料压力的压力监视部件。在一特别优选的实施例中，申请人建议尝试在下列复杂条件下准确判断压力的问题：即第一，虽然在距气囊本身较远的部位(如人体外的生物材料通路)仍可以某种方式表示气囊内部的压力；第二，迅速、准确和基本实时地在***内读数，在该***内生物材料不但继续固化，而且以不同速度和在***内不同的点固化(如根据这些点和生物材料组分初步固化之间的时间和距离)。在一实施例中，申请人利用独特的结构并使用诸如目前所述的压力表和/或传感器解决了这些问题。

生物材料传输端点监视器是以参数或者还有传输或撑张压力为基础的，而不是以既可单独使用也可彼此结合使用的其它参数为基础的。例如，这种端点监视器以生物材料传输的体积和/或用于测量和/或观察(如利用C臂或互操作性MRI)所达到的撑张程度的部件为基础。

另外，除端点监视器之外，该***还可包括用于分流生物材料传输装置和气囊之间的生物材料的管接头。这种管接头可与装置的例如第一腔管连接，以便既可分流生物材料的初始部分，也可和/或在另一方向上通过再控制(如分流)流向而终止把生物材料从传输装置流向气囊。

在另一方面，本发明提供了一种可固化的聚氨酯合成物形式的生物材料，该合成物包括能够进行灭菌处理或消毒、稳定储藏以及在使用时混合的多种组分，从而可提供一种可流动的合成物并进行初步固化，该组分包括：(1)准预聚合物成分，包括由一种或多种多元醇(如聚醚或聚碳酸酯多元醇)反应而生成的生成物以及一种或多种二异氰酸盐，并且还可以选择有疏水性添加剂，以及(2)固化成分，包括一种或多种多元醇、一种或多种扩链剂、一种或多种催化剂，并且还可以选择有其它诸如抗氧化剂之类的成分和染料。混合时，合成物可充分流动，以使其传输到人体，并在生理条件下完全固化。成分的组分优选本身可流动，或者表现出具有足够的流动性，以便于它们的混合和使用。

本发明的其它方面涉及到提供一种椎间盘或髓核假体。在一特别优选的实施例中，该方法包括如下步骤：

a) 准备和进入椎间盘

i) 获得进入椎间盘的入口；

ii) 通过从椎间盘清除损伤的或患病的组织，如进行椎间盘切除而形成一空隙；

iii) 提供一包括一装置的本发明所述的***，该装置包括一可膨胀的气囊部分，还可以选择包括端板或其它用于把气囊保持在其理想位置的适当部件，以及一个或多个生物材料传输装置和相应的生物材料源；

iv) 例如通过使用一套管把装置的可膨胀气囊部件***所形成的椎间盘空隙(如***椎间盘的髓核部分)内，该套管以压紧形式在其近端部分内部容纳该气囊，而且优选提供一适用于固定到椎间盘空隙内的组织上的近端；

v) 例如，通过把套管固定在椎间盘空隙内、并抽回***空隙内的套管和/或优选采样下列方式或在下列条件下，即适于使气囊本身--至少部分地与可利用空隙一致的形式展开压紧的气囊，从而把气囊***和定位在空隙内；

b) 通过下述方式传输生物材料：

i) 对气囊抽真空，同时与封闭位置的生物材料保持流体上的联系；

ii) 混合多种生物材料组分，以进行初步固化，并优选在分流混合的生物材料的初始部分之后，用混合的、可固化的并且仍可流动的生物材料填充气囊；

iii) 使生物材料在气囊内膨胀(也可以选择扩张)并完全固化形成假体，可通过在整个过程中控制装置内生物材料的流体压力来进行气囊的填充和展开以及生物材料的固化，或者优先选择在一段时间期间内，采用足够的压力，全部或部分地实现和/或保持椎间盘的撑张；以及

c) 从手术部位拆除***的不需要的部分和部件，如切断或拆除延伸到椎间盘部位或套管之外的装置部分。

因此，生物材料传输装置把可流动、可固化的生物材料传输到第一腔管，进而填充气囊，并迫使空气和超量的生物材料通过第二腔管流出。可通过调节流出第二腔管的流体的流量和/或流速，并结合利用流体控制阀控制流体入口压力的大小和控制从传输装置排出生物材料施加的力，从而控制套管和气囊内的流体压力。

本发明还包括一包含本发明所述的***和进一步包括生物材料源和生物材料传输装置的成套组件。该成套组件可进一步包括一套管***导丝，以及一便于椎间盘组织修复的装置(如申请人的美国专利US09/086848所教导的一套管栓塞，其公开的内容被本文参考引用)。

本发明还包括一使用本发明所述的装置、***和方法在原位形成的假体。在一实施例中，该假体设在套管内部，并与椎间盘的自然或增加的(如修复的)端板相对。在另一实施例中，假体以基本上替换自然纤维环的结构方式设置，并有选择地包括一个或多个固定到自然骨或与自然骨相对的修复端板部件。

本发明包括一采用在原位可固化生物材料来修复椎间盘的***和采用该***的方法，其中所述***包括装置和生物材料。本发明可用于在植入一修复的髓核同时基本上无伤的除去椎间盘周围的组织。在一可供选择的实施例中，本发明可用于替换整个椎间盘。可以选择的是(也是最佳选择)，本发明所述的***用于最小创伤的治疗中。

附图简要说明

图1示出了包括有在椎间盘替换中使用的气囊腔室和生物材料输送导管的模具装置的顶部平面图。

图2示出了图1中的装置，该装置的气囊设有以瘪缩形式包含在一外护套中，以适用于***和定位在椎间盘空间内部。

图3表示一轴柄，该轴柄用于通过在可固化聚合物的合适溶液中覆盖该轴柄端部而形成图1中所示的气囊。

图4表示在图3中所示的轴柄上所形成的气囊。

图5表示在椎间盘空隙内和利用生物材料填充的过程中定位的图1中所示的气囊。

图6是一流体回路方框图，表示本发明的一个优选***的实施例。

图7也表示图6中所示的一回路方框图，但是包括了某些压力监视器部件。

图8表示本发明所示装置的一优选实施例。

图9表示一气囊的分离示意图和图8中所示装置的有关腔管部件。

图10a和10b表示在其各自的未展开和展开部位设有气囊的套管的近端。

图11表示位于脊柱中间的在原位可固化的椎间盘植入物的侧视图。

图12表示带有设在脊柱体上的锚固点的脊柱之间的椎间盘植入物的侧视图。

图13表示使用骨螺钉已固定在脊柱体上的端板之间的椎间盘植入物的侧视图。

图14表示使用设于端板外表面上的突峰已固定到脊柱体的端板之间的椎间盘植入物的侧视图。

下面参照附图，特别是图1至5说明用于椎间盘修复的一种可膨胀装置。图1中，所示出的装置10的特定部件上设有气囊部分12和生物材料导管14。选取气囊尺寸，使之可放入随后进行椎间盘切除术的纤维环壳内，并且该气囊充有生物材料，从而进行椎间盘置换。

在所示的具体实施例中，导管14包括一排气***16，该排气***包括空气通路18，该通路从沿导管的一远端穿入，***并穿过导管壁20，从而沿导管的内部穿过。空气通路18终止于在气囊12的远端或靠近该远端的点。该点可用于提供带压力的气体或其它流体如为了对气囊定位和/或使关节撑张，并可在气囊充有生物材料时有选择地用于排放气囊内的气体(如空气)。如图所示，空气通路18优选设有一个或多个设于气囊内部的排气孔，从而通过提高气囊内部的排气而促进生物材料的传输。包括空气通路的导管14在端点24或靠近该端点处与气囊部分开。在端点24处导管连接到气囊壁上或穿过该壁。在此结构形式中，可在生物材料固化的同时或之后拆下导管。

如图2所示，气囊优选设置为瘪缩的形式或者卷在护套26内，该护套可缩入切口部位的纤维环中或者部分地***纤维环切口中，引导气囊***椎间盘间隙。护套26、导管14以及空气通路18都可由可实现这种目的的通用材料，如尼龙导管制备而成，并可适当地设计尺寸，以实现各自的功能。例如，导管部分14的长度根据手术的入口和技术条件可优选为大约10cm至大约70cm，其外径更优选为大约0.3cm至大约0.7cm。与此相对照，空气通路18的外径一般为大约1mm至3mm，在导管的近端有足够的长度可延长大约2cm至大约4cm。接下来，气囊一旦充满生物材料时，其最长尺寸一般为大约1.5cm至大约6cm，其宽度为大约1cm至大约4cm，高度为大约0.5cm至大约1.5cm。生物材料导管14和空气通路18都优选设有控制调整阀28和30，以便分别调节二者之间的生物材料和流体的流量。

空气通路18可优选这样设置，即使其终止于与气囊接触或靠近气囊的端点，即使其不能伸入气囊本体内。在此结构方式中可以发现气囊仍能足够地排空，从而在某种意义上避免了需要使空气通路的远端部分永久被包围在植入物内部已固化的生物材料中。

在一相关的实施例中，模具装置或者设有或适用于这种模具装置的成套组件可包括用于把气囊设于原位的装置。导丝可设计成外形大致呈延伸但未填充的气囊的弯曲状，并设有定向平面，以便既能促进气囊的放置，又能为填充之前已就位的气囊提供***轮廓。之后，在传输生物材料和排出空气之前可从该部位取下导丝。使用与生物材料导丝连接并设于外部的空气通路时采用这种结构形式的导丝特别有好处。如可放置成本身穿过传输导管，或最好可穿过空气通路终止于或靠近与气囊接触的点的血管导丝形式的装置。

为了便于护套内的瘪缩气囊的放置，本发明也可以选择进一步设有一支杆，如塑料芯材料或者金属丝，其大小可放置在气囊内，优选通过导管拉伸支杆。一旦就位，就通过空气通路把气囊抽成真空，使气囊环绕支杆瘪缩。同时，气囊也可被扭曲，或者相反设置成所需形状，以便在后来充气或者填充生物材料时便于形成特定的理想的展开形状。如果用户具有或者被提供有适当的真空源，这种结构的气囊瘪缩步骤可在任何适当的时间完成，包括在使用之前的合理时间。在具体实施例中，刚好在使用之前瘪缩气囊比较理想，如当采用瘪缩的形式来扩充存储量的过程中使用易于粘结在一起或者失去结构整体性的气囊材料时，这样做较为理想。也可以这样选择，这种气囊材料设有适当的表面涂层，如一种共价或非共价的结合聚合涂层，以便提高表面的润滑性，从而使所接触的气囊表面相互粘合的可能性降到最低程度。

下面根据各种辅助的和任选的实施例和与本发明的示例性***(包括装置有关的特征来对图6-11进行描述。图6是一流体回路框图，表示根据本发明的一优选***所述的实施例。可以看出，该***包括一气囊部件102以及一生物材料源和用于在传输和使用时混合多种生物材料成分的静态混合器106。如图所示的回路还包括一真空源108和连接腔管110，还有流体压力监视仪112和排空通路114。通过使用三通控制阀116控制各种功能的实现，这些功能可用于在控制和/或监视流往气囊的生物材料的压力和流量的过程中使用各种腔管。

接下来，图7表示图6中所述的回路框图，但是包括有压力监视仪的某些部件，包括压力计120、设有入口124和出口126的流体导管122以及单向阀128。

图8表示本发明所述装置的一优选实施例，其中气囊102(示出了其展开状态)连接在套管130的近端(即患者端)，该套管包括在其内部设置的一生物材料传输腔管109和真空腔管110，该真空腔管设有用于连接到适当的真空源(未示出)的远端管接头134。一生物材料源104也连接在该装置的一远端，该生物材料源为两部分式注射器塞子104。所述远端还连接有其内具有多个混合器部件132的静态混合器通路106。流经该装置的生物材料的流量由控制阀116控制，该控制阀可控制流体在排空通路(图7中的114)和图7中的传输通路109之间的流动。

图中还示出了一种压力监视器形式的端点监视器，该压力监视器适于远程但有效地显示出气囊内的生物材料传输压力(并且进一步说为撑张压力)。压力监视器包括一个压力计120和一个传送流体导管122，这两个部件均包括入口124和出口126以及一个单向阀128。

图9表示气囊的一个分离示意图以及图8中所示的有关腔管部件，其中所示的气囊102与套管130的近端连接，该套管依次包括真空腔管110(此处，即一位于套管内部的独立的并大体上较细的管)和生物材料传输腔管109(即位于套管本体内的其余腔管)。图中还示出了将在下面说明的一可伸缩护套131，该护套用于罩住气囊并在气囊定位过程中把该装置任意地固定到组织上。可以看出，在该具体的优选实施例中，真空腔管的近端部在端点136处，该端点基本上远离连接套管的气囊端点138。图中还示出了一用于把该部件连接到三通阀116上的管接头138以及用于把真空管连接到真空源上的另一管接头140。真空管110的远端在胶管管头142处与其套管内的位置分开，以便使该远端向各个位置移动，包括移出手术部位，而气囊和其余套管仍保持在原位置。

图10a和10b示出了套管的具有气囊的近端，其中气囊分别位于未展开和展开的位置。套管的近端以适当方式设置(此处设有凹槽142)，从而在引入和定位气囊的过程中，使近端的部位和/或附件固定到自然组织上。凹槽部最初在结构紧凑的情况下设置(图10a)，并通过展开在此穿过的气囊而使其张开。图11至14表示用于整个椎间盘修复的各种端板设计的使用状态侧视图，下面将更详细地对此进行描述。

本发明所述的***包括一用于原位进行整个椎间盘或髓核椎间盘修复的装置。本发明所述的装置包括一个或多个适用于提供一外部组织接触表面和一由内表面构成。内部腔室的可膨胀气囊(在本文中有时也称作“模具”或者“模具腔室”)，该内部腔室适用于容纳可固化的生物材料。

优选的气囊具有诸如延伸性和强度等参数的最优化组合。一般说来，无或者低延伸性(基本上也无可伸展性)的材料，如聚乙烯和聚酯，具有较高的强度。具有高强度的无可伸展性气囊的优点是能够经得起注射压力，在气囊膨胀期间，如果在纤维环上没有施加太大的压力，还可保持预定的容积和形状。在此方面，气囊基本上无可伸展性，但是很有刚性，可用于在传输生物材料时，借助于生物材料传输压力使椎间盘间隙撑张。使用无可伸展性气囊的缺点之一包括可能难于使气囊的尺寸和形状与腔室的尺寸和形状一致。

也可以选择(而且是最佳选择)延伸性非常强的材料(同样也增加了可伸展性)来作气囊材料。在气囊材料内使用弹性材料或把弹性材料作为气囊材料使用的优点包括在填充的气囊和椎间盘腔室之间具有较好的符合度，从而更好的向纤维环分布压力。用于制备本发明的气囊的可伸展性材料的实例包括：诸如可铸性热塑聚氨酯类的嵌段共聚物、可以使用的商标名为CARBOTHANE(Thermedics)ESTANE(Goodrich)、PELLETHANE(Dow)、TEXIN(Bayer)、Roylar(Uniroyal)以及ELASTOTHANE(Thiocol)，还有可铸性线性聚氨酯尿素，例如可使用的商标名为CHRONOFLEX AR(Cardiotech)、BIONATE(Polymer Technology Group)以及BIOMER(Thoratec)的材料。

优选的可伸展性聚合物可具有诸如静态和动态下的延伸性和拉伸强度、拉伸模量、延展性、稳定性和耐用性、可伸展性、多孔性以及开放性等参数的最优化组合。通常参见M.Szycher，J.Biomater.Appl.的“聚氨酯弹性体的生物稳定性：临界评论(Biostability of polyurethane elastomers：a critical review”3(2)：297-402(1988)；A.Coury等的“医疗装置中影响聚氨酯弹性体性能的因素和交互作用(Factors and interact ion affecting the performance ofpolyurethane elastomer)”，J.Biomater.Apple.3(2)：130-179(1988)；以及PaylovaM等的“可生物相容可生物降解的聚氨酯弹性体(Biocompatible and biodegradablepolyurethane elastomer)”，Biomaterials 14(13)：1024-1029(1993)，这里所公开的内容在本文中参考引用。

在一优选实施例中，气囊在不同部位具有弹性和非弹性。在这样设计的结构中，材料的侧壁无可伸展性(或者说其顺从值大大高于传输压力，致使其实际上不能拉伸)，而上、下壁是可伸展性的(或者说其顺从值大大低于传输压力)。利用这种设计方案，在聚合物传输和撑张期间，撑张力主要以垂直方向施加，而不在纤维环周围施加很大的扩张力。这种设计对纤维环先前已损伤的患者特别有用。

利用本发明所作的说明，本领域的技术人员将能够运用现有方法，如熔铸方法，制作本发明所述的气囊和类似的模具。例如，参见Kroschwitz，ed.，John Wiley&Sons(1990)在聚合物科学工程简明百科全书(Concise Encyclopedia of PloymerScince and Engineering)所著的“熔铸方法(Casting)”，pp.109-110。可熔铸气囊形成任何理想的最终厚度，厚度级别优选0.005英寸(0.001cm)至大约0.015英寸(0.05cm)，优选大约0.008英寸(0.002cm)至大约0.012英寸(0.03cm)之间。气囊本身最好是清洗过的，如用适当的溶剂清洗。

可以选择，可把诸如由天然或合成材料制成的网状物之类的加固材料引入气囊，例如通过把仍然很湿的加固材料敷设在各部分，并通过随后的浸涂而覆盖网状物。可以切割网状物，使得环绕气囊的周边能够充分的伸展，例如从而在填充气囊和使空隙撑张时可提供附加的强度。制备网状物的合适材料包括：聚酰胺(如尼龙)、聚酯(如商标为DACRON和HYTREL)、聚乙烯和聚丙烯，还有可得到的商标名为VECTRA的液晶聚合物。

运用本领域技术人员公知的技术可制备和组装模具装置的各种部件。例如，可单独制备气囊、导管和空气通路，并通过如粘合和超声焊接把气囊固定到导管的一端部，把空气通路安放在导管内或靠拢导管并延伸到气囊内，而组装成气囊、导管和空气通路。之后把护套安放在导管上，并使之在瘪缩或打卷的气囊上滑动。可把其它材料和部件引入该装置，例如不透射线的部分，以便于手术时在原位定位气囊。使用适当的粘合剂或其它材料可对该装置各部分之间的接点和接头进行密封。

在一优选实施例中，本发明所述的装置包括一气囊部件形式的注模装置，该部件设有外部组织接触面和一由内表面形成的，用于容纳可固化的生物材料的内部腔室。该气囊优选可充气和可膨胀的，如通过传输带压气体和/或传输流体材料(如惰性气体或流体)或者由生物材料本身使其充气和膨胀。

在一特别的优选实施例中，该装置的可充气气囊部件是由各种抗破裂的材料制备的，如本文所述，这些材料适合于根据气囊内部施加的流体压力和提供到该装置的可流动的未固化的生物材料进行充气。气囊既可由单层材料(可膨胀的或不可膨胀的材料)组成，也可由具有相同或不同膨胀性能的两层或多层材料组成。气囊的形状、体积、厚度和大大可这样选择，即在充满生物材料时，气囊与剜出的椎间盘内部几何形状或内部放置气囊的髓核腔室以及特定患者的要求相一致。一般说来，如果充满，气囊将具有一半平的卵形形状，此时气囊的长度和宽度大于其高度，长度大于宽度。

特别优选的气囊材料包括(但并不局限于此)诸如脂肪族和芳香族的聚碳酸酯片基和非聚碳酸酯片基聚氨酯。优选的聚氨酯为脂肪族的聚碳酸酯片基聚氨酯，如Carbothane^TM(可从Thermedics，Woburn，MA购买到)；以及芳香族的聚碳酸酯片基聚氨酯，如Chronoflex^TM(可从Biomaterials，Woburn，MA购买到)。也可使用聚醚片基聚氨酯，如Pelethane^TM(可从Dow Plastics，The Dow Chemical Company，U.S.A购买到)。为提高气囊材料的生物稳定性，也可以使用包含硅酮的聚氨酯，如在柔软段的聚二甲基硅氧烷(PSX)。包含在聚氨酯中的这些硅酮的实例可以是购自PolymerTechnology Group(Berkeley，CA)的商标为Pursil^TM(聚醚片基)和Carbosil^TM(聚碳酸酯片基)的硅酮。在进一步的实施例中，气囊材料包括两种或多种不同的聚碳酸酯片基聚氨酯，两种或多种不同的聚醚片基聚氨酯及其它们的混合物。

如果可膨胀气囊包括两层或更多层，具有不同物理和功能特性的不同聚合材料可用于每一独立的层。最佳的组合是，内层由可提供改进的抗放热(热量)和/或抗破裂特性(与外层相比较)的聚合材料形成，外层由可提供改进的抗物理损伤和/或刺穿力(与内层相比较)的聚合材料。更具体的，气囊的内层优选具有下列最优化组合的特性：抗热性(即足够经得起正在固化的生物材料的发热温度，而不会产生有害反应)、拉伸强度、伸长极限以及抗破裂性，也就是说通常比气囊的外层更坚硬。还有，气囊外层优选具有下列最优化组合的特性：抗破裂性以及对物理接触损伤的高耐受性，与内层相比通常更软并且更可伸展。

也可以选择用材料对气囊的各种材料和/或部位(如内或外表面)进行处理，从而使之具有不同的理想效果(如疏水性、亲水性、气囊/生物材料的粘合或粘连性、润滑性、组织的向内成长以及生物相容性)。用于覆盖这种材料方法和成分是可得到的，而且对于本领域的技术人员来说也很清楚，本发明给出了说明。合适的部分和组合层的一个实例为一两层气囊，包括一内层、即由诸如Carbothane 55D之类的脂肪族聚碳酸酯片基聚氨酯形成的放热抗热层，一外层、即由70％的Chronoflex和30％的Carbothane组成的混合物形成的抗破裂层。

气囊的厚度可根据所使用的材料进行变化。如果使用双层结构的气囊，外层双壁厚度为大约0.003英寸至大约0.015英寸。同样地，内层双壁厚度为大约0.003英寸至大约0.015英寸。无论采用哪一种内外层厚度的组合，都优选厚度为大约0.006英寸至大约0.03英寸单壁的组合。

通过本发明所给出的说明，本领域的普通技术人员都可能选择各种聚合物、层结构以及气囊厚度，包括它们的组合，从而可根据患者的病情获得植入和修复的最佳效果。可通过选择特定的聚合物和根据下列情况所产生的各种效果的聚合物组成配方：a)分子取向(指一种过程，利用该过程可在一个或多个方向上优先排列聚合物链，这样可增加材料的强度和有益的可伸展效果)，和/或b)结晶度(指形成晶体的过程，该过程可用于对分子取向固定就位，晶体结晶度和/或结晶形态有利于影响材料的强度、可伸展性、抗韧性/抗裂纹)。

对于更可伸展的气囊而言，如果采用用于材料可伸展性的标准方法测试(如在压力0-200psi(1.3Mpa)、温度为37度条件下在血管成形工业中使用的)，本发明所述的特别优选的气囊的可伸展性为大约0.0005inch/psi(3.7mm/Mpa)至大约0.01inch/psi(36.8mm/Mpa)。在强制破裂测试时，这种气囊通常也能够达到大约为180psi(1.24Mpa)的最小破裂压力，采用血管成形工业中使用的这种方法学来测试结果也如此。还有，如果采用ASTM测试方法D412进行检测，这种优选的气囊材料通常具有大约5000psi(34.5Mpa)的最小拉伸强度，更优选的为大约7000psi(48.3Mpa)或者更大。如果采用ASTM测试方法D412进行检测，这种气囊材料还优选具有大约100％的最小延伸量，更优选的为大约300％或者更大。

如果采用ASTM测试方法D2240进行检测，气囊材料的硬度测验器检测范围从80肖A至80肖D(肖(shore)肖氏硬度计的硬度单位)，更优选的范围为55肖D至72肖D。如果采用ASTM测试方法D790进行检测，气囊材料的弯曲模量优选范围为大约3000PSI(20.7Mpa)至大约250000psi(1724Mpa)，更优选的范围为20000PSI(140Mpa)至大约150000psi(1034Mpa)。

可根据制造和/或手术的需要提供具有任何理想的物理和/或化学联系，包括固化的聚合物和气囊之间的共价键形式的气囊和生物材料来实现这些或者其它目的，气囊可适用于具有理想的内和/或外表面特性。可设计或改进内、外表面(同一层或不同层的)，以获得某些理想的特性。例如，可设计和改进外表面，以允许或便于组织向内生长，从而使植入物整体进入主组织。可设计或改进内表面，以增强聚合物气囊的接合。表面改进的实例为化学移植和体液素诱导移植聚合反应。

目前，可使用本领域可得到的现有技术制作最佳气囊，一般来说，在聚合物溶液中浸涂轴柄，并进行干燥、弯曲，可制成完整的气囊。制作多层气囊部件的过程通常涉及更复杂的技术。例如，移植制备双层气囊部件的方法通常涉及到单独制备内、外层，随后再把这两层粘合在一起，并把气囊固定到装置的套管部分。

使用热塑聚合物可制成组合气囊的内层(即可重复加热和溶解聚合物或聚合物组合)。型坯(即用于吹模的管)可突入以获得理想的尺寸，并随后进行加热。既可在模具内部进行强制吹制过程而加热型坯，也可以省去模具进行自由吹制过程而加热型坯。随后可在加热管内部施加压力，通常使用流体或气体加压，从而使型坯膨胀，并与所选择的模具的尺寸和形状一致，或者说与自由吹制的所需直径一致。通过选择初始型坯的尺寸和气囊的最终吹得直径/形状可控制气囊形状和壁厚。

既可以利用热塑聚合物也可利用聚合物组合或者热凝物聚合物(即可熔化或仅能实现一次性流动的材料)形成外层。可运用浸涂方法或者吹模技术制作气囊外层。

也可运用其它各种气囊制模技术制作用于本发明所述装置的多层结构气囊。例如，可以使用共同挤塑、吹模以及共同吹制技术。

也可以使用美国专利US5769817、US5797877H和US5620649中所述的共同挤塑技术，上述专利中公开的内容在本文参考引用。在这些技术中，通常这样共同挤塑型坯，即使熔化挤塑过程的结果可把所需的内层包含在所需的外层内部。挤塑过程的结果是这两层熔化粘合在一起。既可采用强制吹模技术、也可采用自由吹制技术对挤塑型坯进行吹模。

也可采用国际专利申请号WO002613A1和美国专利US5447497中所述的吹模技术。美国专利US5587125描述了共同吹制技术，其中首先形成所需内层材料的型坯，随后挤出所需外层气囊材料的第二型坯。把外型坯放置在内型坯上，并采用适当的温度、时间以及模具内含的压力，制作所需形状的最终分层气囊。

本发明所述的装置优选包括第一和第二腔管，每一腔管具有近端和远端，而且每一腔管的近端(即患者端)连接起来，或者适于连接起来，用流体或气体与气囊的内腔室保持联系。本发明所述的装置还优选包括一个或多个优选包括一流体控制阀的管接头，该管接头与第一腔管连接，以适于可操作、可控制地进行连接，并用流体实现第一腔管的近端和可流动生物材料传输装置之间的联系。该装置还包括一个或多个与第二腔管连接并适于在填充过程中可操作、可控制地影响气囊内部的流体和/或气体的管接头。

本发明所述的***进一步包括各种套管或腔管，如第一和第二腔管，每一腔管具有近端和远端，而且每一腔管的近端连接起来，或者适于连接起来，用流体或气体与气囊的内腔室保持联系。

第一和第二腔管可具有任何相对应的尺寸、外形或形状；如它们可以与在不同的位置固定在气体上的套管隔开设置；或者它们可以设置在同一套管内部和/或上部，如靠近腔管或与腔管同轴，该腔管位于在同一壁上占用一个或多个位置的套管内部。在一优选实施例中，腔管靠近套管设置。

在可供选择的实施例中，第二腔管在与第一套管固定位置大致相反的部位固定在气囊上，从而可对气囊进行最佳填充，第二套管适用于穿过椎间盘上的开孔***。

连接生物材料传输装置的管接头包括一在脱离装置后控制流体流量的流体控制阀。在一优选实施例中，所使用的三通流体控制阀既可引导生物材料的流体直线进入套管的整个长度，也可转移或使流量改道离开，从而清除不需要的生物材料，例如，流体的初始部分可能被不适当地混合或者含有泡沫。

在一附加的实施例中，第一套管进一步包括一用于固定与该第一套管联系的流体压力监视器的管接头。通过调节流经第二套管流出的生物材料的流量可控制用于控制套管和气囊内部流体压力的部件。可使用具有可控制、可逆转地限制流经套管的流体流量的作用的任何机构、设备、装置或技术。合适的流体压力控制部件的实例包括(但并不局限于此)夹钳、阀门、止血器、锁钳以及类似部件。

在一优选实施例中，很容易固定和拆除用于控制流体压力的机构，从而不妨碍、禁止或干扰第二套管穿过出入口和椎间盘上的开孔进行***。因此，在装置已在体内定位之后，就可把优选的流体压力控制部件固定到第二套管上。也可以是，根据计算或测量的腔室容积，用注射容积控制部件控制生物材料的传输，从而传输特定量的预定材料。优选包括一流体控制阀的一个或多个生物材料管接头与第一腔管连接，适于可操作、可控制地使第一腔管的近端与生物材料传输装置连接。

适用于本装置的腔管和管接头可由聚合的、稳定的、可相容的材料制造而成，并可运用工业中现有的方法进行使用，如实现诸如与生物材料和组织的相容性和消毒能力之类的特性的优化组合。在此优选实施例中，该***可包括多种附加特征，包括一适用于进行手术、同时指示生物材料传输的一适当端点的端点监视器。例如，在一优选实施例中，端点监视器包括一与装置的腔管(优选第一腔管)连接的压力监视器，用于通过检测由椎间盘空隙内的生物材料的传输产生的撑张压力、检测和/或判断合适的端点。

端点监视器可以参数为依据，或者还可以传输或撑张压力为依据，但不是既可单独使用也可彼此结合使用的其它参数。例如，这种端点监视器包括依据所传输的生物材料的体积、所达到的撑张程度的可见性(如由C臂或者交互作用的MRI)以及类似特征。

端点监视器，例如用于测量腔管和/或气囊内的流体压力的压力监视器可以可拆去地固定在传输装置和气囊之间，并与装置的第一腔管相连。适当的压力监视器包括任何适于测量或显示手术用流体***内的流体压力并适于固定到手术用***套管的装置或***。适当的压力监视器的实例包括(但并不局限于此)压力表、电动压力传感器和/或力传感器部件的这些适当组合。通过分流这种流体的采样，这种部件可适用于进行精确地、基本上实时地测量远方流体的压力，特别是在固化过程中流体特性发生变化的地方的流体的压力。

一般来说，本发明所述***中使用的压力监视器在流体***中形成一整体，即固定在第一或第二套管上。压力监视器优选固定在位于气囊前面的第一套管上，从而在调节第二套管时，第一套管中监视的压力可提供包含在***内的流体压力的更全面的测量值。因此，其上固定模具压力监视器的套管部分包括一把该监视器接合在套管上的管接头。

可以选择，或者除了端点监视器之外，该***还包括一用于分流生物材料传输装置和气囊之间初始或最终的生物材料的管接头。例如，这种管接头可与装置的第一腔管连接，以便把生物材料的初始部分和/或生物材料的最终流量从传输装置分流到气囊。

适当的分流部件包括任何适于与手术套管以相联系方式固定、并适于可控制地分散通过套管传输的流体的设备和装置。分流部件的实例包括(但并不局限于此)储器、三通阀***以及类似部件。分流部件优选靠近生物材料传输装置设置，从而暂时防止混合的可固化的生物材料的初始部分继续向前穿过装置。

本发明所述的***，还包括一个或多个类型的本文所描述的装置，该***与下述装置相结合：

a)一个或多个生物材料源，其中至少一个材料源包括多个适用于混合并传输到装置的气囊部分的部分，以便在椎间盘内部在原位固化；

以及b)一个或多个相应的生物材料传输装置，每一传输装置适用于混合生物材料的多个部分并把正在固化的生物材料传输到装置的气囊部分。

本发明还包括盛放本发明所述的***并进一步包括一生物材料源和生物材料传输装置的成套组件。该成套组件可进一步包括一套管***导丝、创伤最小的套管分割装置(如一同轴切割仪)以及便于椎间盘组织修复的装置(如由申请人的美国专利申请09/086848教导的套管塞，其公开的内容本文参考引用)。

用于在原位密封生物学的孔的一优选塞装置通常包括设有多孔、适用于可密封地定位在生物学孔内部并使自然组织向装置内生长的装置。生物材料适于采用最小创伤的技术传输到并定位在生物孔内部，并与生物孔的大小协调一致，同时通过使自然纤维性组织向内生长进入某些或所有小孔，可使多孔材料适用于长时间地永久固定。向材料内加入生物活性剂，可便于向内生长。这种装置优选为可膨胀的，这样一旦定位的材料膨胀，就可在生物孔内初步固定膨胀的装置。目前优选材料的实例为多形核白细胞(乙烯基乙醇)，这种材料可用于制作具有一形状的环形塞，该形状是从下列一组形状中选择的，即圆柱塞形、圆管形、拉伸的弯曲形。在其它的实施例中，生物材料可包括化学和/或物理性质发生变化的区域，如该区域以内、外部分的形式设置，其中的内部以用于提供机械支撑的半刚性材料的结构设置。在这一实施例中，这两部分都含有一种可形成装置的外部图像的部件，如适于由MRI或X射线成像的不透射线的材料。在另一优选实施例中，栓塞材料包括从下列一组材料中选取的一种生物活性剂，即增长因子、血管原因子以及免疫***抑制剂，例如，生长因子包括一种纤维细胞生长因子。

在另一方面，本发明提供了一种可固化的聚氨酯合成物形式的生物材料，该聚氨酯合成物包括能够进行无菌处理或消毒、稳定储藏以及在使用时混合的多种组分，以便制成一种可流动的合成物并初步固化。这些组分包括：(1)类预聚物成分，包括由一种或多种多元醇反应的产物、一种或多种二异氰酸盐以及任选的一种或多种疏水添加剂，以及(2)固化成份，包括由一种或多种多元醇、一种或多种扩链剂、一种或多种催化剂以及任选的其它成分，如抗氧化剂、疏水添加剂和染料。一旦混合，该合成物就能充分流动，以便传输到人体，并在生理条件下进行充分固化。这些组分优选自身就可流动，或者能够变成可流动的，以便于它们的混合和使用。

本文所述的装置从其自身情况考虑具有新颖性，并可用于任何合适的可固化用生物材料。在特别优选的实施例中，该装置和包括多种组分的可固化聚氨酯合成物联合使用，这些组分能够进行无菌处理或消毒、稳定储藏以及在使用时混合，以便制成一种可流动的合成物并进行初步固化。

本发明中所使用的生物材料优选包括聚氨酯预聚物合成物，该合成物在原位相互反应，形成一种固态聚氨酯(“PU”)。所形成的PU还包括软硬段。硬段通常包括由二异氰酸盐和扩链剂形成的坚硬的氨基甲酸酯低聚物，而软段通常包括多个柔软的多元醇单元。这两种类型的段通常成分相形式的硬和软段区域，这是由于它们倾向于彼此不相容。相关领域的技术人员会理解这种方式，即在形成的聚氨酯中相对量的硬段和软段以及分相的程度可以控制，从而利用本发明保护范围内的特征的理想组合生成已固化的和正在固化的聚合物。例如，在本发明的一优选实施例中，根据所形成的PU的所有合成物，在所形成的PU中，硬段的重量范围为大约20％至大约70％，更优选大约30％至50％，而软段的重量为大约30％至大约80％，更优选50％至70％。

通过二异氰酸盐或多功能异氰酸酯以及扩链剂之间的反应可形成聚合物的硬段。用于制备本发明硬段的合适的异氰酸酯的实例包括芳香族的二异氰酸盐以及它们的聚合形态或者异构体混合物或者它们的组合，如甲苯二异氰酸盐、亚萘基二异氰酸盐、次苯基二异氰酸盐、苯二甲基二异氰酸盐、二苯甲烷二异氰酸盐(MDI)以及本领域公知的芳香族聚异氰酸酯(polyisocyanate)。用于制备本发明所述硬段的合适的聚异氰酸酯的其它实例包括脂肪族和环脂肪族异氰酸酯以及它们的聚合物或者混合物或者它们的组合，如环己烷二异氰酸盐、环己基-环戊二烯基二异氰酸盐、异佛尔酮二异氰酸盐、环己基二异氰酸盐以及其它的脂肪族聚异氰酸酯。也可使用芳香族和脂肪族或者arylakyl二异氰酸盐的组合物。

可以提供任何适当形式的异氰酸酯合成物，该实例包括2，4’-二苯甲烷二异氰酸盐、4，4’-二苯甲烷二异氰酸盐以及这些异构体的混合物或组合物，也可以选择加上少量的2，2’-二苯甲烷二异氰酸盐(可从市场上购买到的一般二苯甲烷二异氰酸盐)。其它实例包括芳香族聚异氰酸酯以及它们的混合物或组合物，如从苯胺和甲醛光气化缩聚制得的产品。使用具有低挥发性的异氰酸酯比较合适，如二苯甲烷二异氰酸盐，而不使用诸如二异氰酸甲苯酯之类的挥发性较高的材料。特别合适的异氰酸酯成分是4，4’-二苯甲烷二异氰酸盐(“MDI”)。也可以是液态形式提供的MDI的2，2’-、2，4’-和4，4’-异构体的组合物。在一优选实施例中，异氰酸酯为MDI，更优选的为4，4’-二苯甲烷二异氰酸盐，在PU形成的整个合成物中，其重量范围为大约20％至大约50％，更优选的为大约25％至大约45％。

制备本发明所述的硬段的扩链剂的一些实例包括(但并不局限于此)短链的二醇和三醇以及它们的混合物或组合物，如1，4-丁烷、2-甲基二-1，3-丙烷二醇、1，3-丙烷二醇乙烯乙二醇、二乙烯乙二醇、甘油、环己烷二乙醇(dimethanol)、三乙醇胺、甲基二乙醇胺。制备本发明所述的硬段的扩链剂的其它实例包括(但并不局限于此)甲苯二胺、环己基二胺以及本领域公知的其它短链扩链剂。在一优选实施例中，扩链剂为1，4-丁烷二醇，并在PU形成的整个合成物中，其重量范围为大约0％至大约20％，更优选范围为大约5％至大约15％。

软段由通过聚异氰酸酯或二异氰酸盐或聚合的二异氰酸盐与多元醇之间的反应生成的尿烷结尾的多元醇的一半组成。上面已说明了合适的二异氰酸盐的实例。用于制备本发明所述的软段多元醇的一些实例包括(但并不局限于此)从缩聚烯属烃基氧化物(如乙烯氧化物、丙烯氧化物及其混合物)生成的聚亚烷基醚，以及四氢呋喃片基聚环丁烷醚乙二醇、聚己内酯二醇、聚碳酸酯二醇和聚酯二醇及其组合物。在一优选实施例中，多元醇为聚四氢呋喃多元醇(“PTHF”)，在整体形成的尿烷合成物中，已公知的聚环丁烷乙二醇氧化物(“PTMO”)或聚环丁烷醚乙二醇(“PTMEG”)的重量范围为30％至90％。更优选的，使用一种或多种具有不同分子量的PTMO二醇，这些分子量是从市场上可购买的分子量为250、650、1000、1800、2000和2900一组值中选取的，PTMO二醇在整体形成的尿烷合成物中的重量范围为大约50％至80％。

可混合或单独使用两个或多个具有不同分子量的PTMO二醇，在两组分***的不同组分之间时为单独形式。PTMO二醇的固化温度一般与其分子量成正比。带有诸如1，4丁二醇之类的扩链剂的PTMO二醇的相容性一般与二醇的分子量成反比。因此，在“固化”(B组分)组分中加入小分子量的PTMO二醇，而在预聚合(组分A)组分中加入大分子量的PTMO二醇可制成可用于相对低温的两组分***中。还有，带有诸如1，4丁二醇之类的扩链剂的大分子量的PTMO二醇具有很好的相容性，可制备成具有高(预聚合成药物)体积比的两组分***。也可使用胺结尾的聚醚和/或聚碳酸酯片基二醇制作软段。

例如通过添加多功能或分支的OH-结尾的交联剂或扩链剂或者多功能异氰酸酯可化学交联PU。合适的交联剂的一些实例包括(但并不局限于此)三甲醇丙烷(“TMP”)、甘油、氢氧基结尾的聚丁二烯、氢化酶聚丁二烯、三聚体乙醇、Castor石油聚乙烯氧化物(PEO)、聚丙烯氧化物(PPO)以及PEO-PPO三醇。在一优选实施例中，TMP用作交联剂，并在PU形成的整个合成物中其重量为大约0％至大约1％，更优选为大约0.05％至大约0.5％。

在使用温度下呈玻璃状的硬段区域旁边，这种化学交联可增进聚合物的物理或“有效的”交联。化学交联的优化程度改进了材料的压缩组合，降低了提取成分的数量，提高了PU的生物耐用性。这样特别适用于相对较软的聚氨酯，如适用于修复损伤的软骨。在特定的应用中，由有效交联单独产生的增力可能不能产生足够的对抗体内功能的强度。通过使用功能比较高级的多元醇可以从软段形成辅助交联，从而提供更刚硬的和弹性较小的材料。在此方式中，可达到硬段和软段的平衡和它们的所有特性的相应分配。

另外，本发明所述的聚合物***优选包括至少一个或更多个可有助于控制固化过程的生物相容催化剂，这些过程包括下列期间：(1)诱发期间，(2)设定期间，以及最后的(3)生物材料的最终固化。这三个期间在一起，包括它们的绝对的和相对的时间长度，以及每一期间内的加速度或固化速度可确定合成物的动态固化过程和全貌。制备本发明所形成的PU的合适的催化剂的一些实例包括(但并不局限于此)诸如二丁基锡二月桂酸盐之类的锡和叔酰胺混合物或它们的组合物，以及包括为下列商标名的锡和锡混合物催化剂：“Cotin 222”、“Formrez UL-22”(Witco)、“DABCO”(一种三亚乙基二胺)、亚锡碘苯晴辛酸酯、三甲胺以及三乙基胺。在一优选实施例中，催化剂为Formrez UL-22，在PU的整个合成物中的使用的重量范围为大约0％至1％，更优选为0.01％至大约0.1％。

本发明所述的聚氨酯可通过两种组分的反应制成。其中的组分I(也可称作组分A)包括由一种或多种OH-结尾的成分和一种或多种异氰酸酯反应生成的两-或多功能异氰酸酯或类预聚物。聚氨酯组分II(本文中也称作组分B)是包括一种或多种扩链剂、一种或多种多元醇、一种或多种催化剂以及诸如抗氧化剂和染料之类的其它添加剂的药物成分。为了制成合适的PU，组分I(类预聚物)和组分II(药物成分)中的化学计量式，即异氰酸酯结尾的预聚物(组分I)和药物组分(组分II)之间的用NCO∶OH表示的摩尔比值优选范围为大约0.8∶1.0至1.2∶1.0，更优选大约0.9∶1至1.1∶1.0。

聚合物***的化学计量式(schoichiometry)可能影响固化性质，如可沥滤、抗撕裂和抗磨损等。使用中发现，NCO与OH之比小于1的聚合物比NCO与OH之比大于1的聚合物具有较好的抗撕裂和抗磨损性，这两种特性在椎间盘修复应用中都很重要。为了改进抗撕裂和抗磨损性，NCO与OH之比优选在0.95至1之间。

下表概述了所有合成物的范围和本发明中优选的聚氨酯成分(基于最终聚合物合成物的重量百分比)：

总范围优选值

硬段 20-70 30-50

软段 30-80 50-70

异氰酸酯 20-50 25-45

多元醇 30-90 50-80

线性膨胀剂 0-20 5-15

分支膨胀剂 0-1 0.05-0.5

催化剂 0-1 0.01-0.1

NCO∶OH 0.8至1.2∶1 0.9至1.1∶1

另外，反应聚合物添加剂可包括重量为大约0％和大约25％之间的浓度，而且是从下列一组材料中选取的：聚丁二烯、聚异戊二烯、聚异丁烯、硅酮、聚乙烯丙烯二烯烃、带有丙烯晴的丁二烯的异分子聚合物、带有苯乙烯的异戊二烯的异分子聚合物以及上述部分的混合物。例如，在这一实施例中，添加剂包括氢氧基结尾的聚丁二烯，其重量浓度介于大约5％和30％之间，优选重量介于大约5％至大约20％之间。

在提及椎间盘修复的应用时，在椎间盘中使用包含“反应疏水添加剂”的预聚物目前不是优选的(尽管仍可这样选择)，虽然前面曾描述过，并且申请人认为在关节配方而不是在椎间盘配方中这样做是目前优选的。当应用这种添加剂时可表现出一些理想的特性，包括在组成配方方面和预聚物本身的应用方面以及包括两者的结合。这些特征包括以下特性的组合，即潮湿固化特性、交联性、粘度、受压疲劳性以及稳定性。

与目前公知的合成物相比，本发明的合成物实现了一些改进的特性，包括诸如硬度、强度和/或药物性质等这些特性的改进组合。申请人发现实现这些改进并不对其它的所需特性产生有害的影响，这些改进出现在(a)传输之前，(b)传输过程中(包括无论是可能发生的混合、固化和/或成形)，以及最后的(c)之后在人体内进行固化和展开过程。

固化时，可能使用同种合适的材料，自始至终具有同一物理化学性质，或者这些材料也可以是异质的，并表现出不同的特征或性质。异质合成物的实例，如用作椎间盘替换的实例，是通过制作一更坚硬的外膜(与纤维环同类)和一更液态化的内核(与髓核同类)而模拟自然椎间盘的合成物。可通过使用单一合成物，如通过应用固化的变化状态和/或通过使用多种合成物可制备这种异质的合成物，包括改变合成物和/或用于形成合成物的同种成分的比值。

用于本发明的合适的合成物是这样一些聚合材料，即有关它们的制造、应用以及在体内使用的这些性质的最优化组合。在未固化状态，这些性质包括成分的可混合性或相容性、可处理性以及可适当地消毒或无菌处理和储藏。在使用这种合成物的过程中，合适的材料表现出诸如流动性、可模压加工性和体内的固化性能这些性质的最优化组合。在固化状态，合适的合成物表现出诸如强度(如拉伸性和压缩性)、模量、生物相容性和生物稳定性这些性质的最优化组合。

一旦固化，合成物就表现出一些性质的最优化组合，特别是在它们的下列性质方面：构造稳定性和物理外形的保持性、溶解稳定性、生物相容性以及物理性能，还有诸如密度和表面粗糙度之类的物理性质以及诸如承重强度、剪切拉伸强度、剪切强度、抗疲劳强度、冲击吸收力和表面抗磨损性。可使用通常适用于评价自然组织和关节以及在大多数情况下评价材料和聚合物的步骤评价这些性能。特别是，优选的合成物在其固化状态表现出接近或超出要提供或替换的那些自然组织的机械性质。

在未固化阶段，优选合成物的成分以及合成物本身在用于消毒的情况下和储藏期间和传输过程中可被混合、具有相容性和稳定性。如通过化学催化剂、通过曝露在诸如紫外光之类的能源下、或者通过化学反应产生的温升，它们也能够穿过传输纤维环流动到体内的部位，并在原位固化。之后通过使用现有的或惯用结构的关节内窥镜工具或仪器，固化的合成物适于经得起整形和外形修复的检验。在其用于体内固化过程中，固化的外形修复的合成物表现出适用于在体内扩张应用的生理、物理-化学和机械性质。

为实现这些理想的未固化和传输性质，本文使用的“聚合物***”指用于制备本发明所述的聚合合成物的成分。在一优选实施例中，聚合物***包括组成两部分的所需成分：组分I为一NCO结尾的预聚物(也可以称作“异氰酸酯双聚合物)。组分I的双聚合物通常包括多元醇成分，可以选择与疏水添加剂成分以及过量的疏水成分结合。两组分***的组分II可包括一长链多元醇、扩链剂和/或交联剂，还有其它成分(如催化剂、稳定剂、增塑剂、氧化剂、干燥剂以及类似成分)。在混合、传输和/或固化之前或者之时，这种助剂或成分可添加或混合到任何其它成分中。

在一特别优选的实施例中，本发明所述的聚合物***提供了多成分组分，并使用了一种或多种催化剂。在条件(如时间和温升)充分的情况下，对包括催化剂的成分组分可进行混合以初步固化，随后再传输、设定和完全固化，以便达到其理想的目的。一旦完全固化，生成的合成物具有用于修复或替换受伤的或损伤的组织的一些特性的最优化组合。在一特别优选的实施例中，该配方可提供下列特性的最优化组合：生物材料组分的相容性和稳定性、在原位固化的可能性和特征(如可提取程度、生物相容性、热和/或机械性质)、机械性质(如拉伸、撕裂和疲劳特性)以及生物稳定性。

这两组分的体积比也可用于改进和影响未固化的和正在固化的特性，合成物优选具有两种或多种组分。如果采用两组分，相对体积范围例如为1∶1.0至10∶1(基于体积的类预聚物与固化成分之比)。目前优选范围为2∶1和1∶2之间。利用本发明所给出的说明，本领域的技术人员可以理解，利用组分A和B的相容性和稳定性可基本上确定最佳体积比。

对于给定的配方，在选择最佳体积比时，要考虑下列情况：

·在此温度范围内，反应组分的粘度必须能实现可接受程度的混合和注射流速，同时不会造成包括药筒、静态混合器、喷枪和其它部件的传输***中任何部件的故障。生物材料最好能充分流动，以把其传输(如注射)到气囊内。由于这种材料可与骨头的粘固粉一样厚，因此优选粘度为小于100Pa，最佳优选粘度小于10Pa。

·两种反应组分的合成物必须是在使用温度范围内同质和相位稳定的组分。

·反应温升的最高温度与混合聚合物中反应组分的浓度成正比。反应组分的浓度高可能产生太高的反应温升能量，从而引起周围组织的热能损失。优选植入组织的界面温度低于80度，更优选为低于70度。

·混合期间反应温度必须保持为液态。在与另一反应组分或传输***的任何部件进入接触状态时或者混合不被接受期间，反应组分完全或局部凝固。

采用不同的方法、如使用设有固定体积比的双舱室的药筒，或者使用对于每一部件具有独立的可变传输速度的注射器可实现部件的特定体积比。

由具有比传统的两组分更多的组分，如三组分或更多组分，并在使用聚合物之前把它们全部混合在一起，也可达到聚合物***的相容性。通过在不同的药筒储存不相容成分，通常可把对成分的不相容性关注的程度降低到最低。三组分聚合物***的一个实例为在两组分***的组分B中分开多元醇和扩链剂。

在用于组分I的类预聚物的一优选实施例中，二异氰酸盐是4，4’-二苯甲烷二异氰酸盐(MDI)，并在形成预聚物之后超量存在。所有异氰酸酯的范围占组分I重量的10％-100％，更优选为40％-70％。有关本发明在本文中使用的术语“类预聚物”指包含一些过度自由的二异氰酸盐的二异氰酸盐结尾的预聚物。

合成物的相容性也可以其它方式受到影响(和改进)，如在使用聚合物之前预热部件。为了提高成分的同质性，本发明优选合成物的成分最好在混合和传输之前进行预热，如在使用之前在大约2小时至大约6小时内加热到大约60-80度。使用之前，合成物的组分优选冷却到大约35至70度。

同样地，也可以优化原位固化性能，同时保持生物相容性和机械特性的平衡。申请人已采用了一些不同的方法优化原位固化性能。一种方法是添加疏水添加剂，如本文描述的疏水添加剂。可替换的方法包括使用高级的催化剂，辅以交联剂(如TMP)，和/或使用更多的反应成分，如芳香族二异氰酸盐替代脂肪族二异氰酸盐、4，4’-MDI替代4，2’-MDI。

原位固化性能基本上依赖于反应速度，该速度可由诱发时间和固化时间进行测量。一般来说，通过提供更完全的聚合、较少的可过滤成分和更好的机械特性(如植入物的冷表面所形成的“冷层”较少)将使固化更快速(短时间诱发)，从而可提高原位固化性能。但是，诱发时间也要与聚合物注射和发散所需的适当工作时间相平衡。在椎间盘内的具体应用中，申请人已检测出较短的诱发时间可能会改进聚合物特性。对于这种应用，诱发时间可在大约5秒和大约60秒之间，例如，优选在大约5秒和大约30秒之间，最佳选择在大约5秒和15秒之间。通过比较，这种合成物的总固化时间可能为大约5分钟或者更少，优选大约3分钟或者更少，最佳选择为大约1分钟或者更少。

除在先要求的静态机械特性(拉伸强度、硬度)之外，优选的生物材料还具有动态疲劳特性的最优化组合。确定疲劳设备的一种简单方法是在至少1千万个周期、优选4千万个周期内，使该装置受到生理负荷在0.5至1.0Mpa之间的周期性负荷。

在生理应变范围在3-20％内使用ASTM方法D575A进行测量时，本发明所述固化的生物材料优选具有大约0.1Mpa和大约50Mpa之间，优选大约1Mpa和大约25Mpa之间的压缩模量。具有大大低于这些值的压缩模量的合成物将趋于从可能存在或出现的纤维环缺损处膨出，而具有大大高于这些值的模量的合成物将趋于太硬，并在端板上引起压力屏蔽和异常高的接触压力。

本发明提供一种制备方法以及使用这种***的方法。在进一步方面，本发明提供一种固体的合成物(也可选择放置在模具装置内)，以便用于与接合表面同位；也可提供带有与其同位的固化合成物(也可选择放置在模具装置内)的这种接合表面的组合。

本发明提供了一种装置和用于在原位进行修复的方法，在一优选实施例中，该方法包括下列步骤：

a)提供一种可植入的模具装置，该模具装置包括适用于接收和容纳可流动生物材料的腔室和适用于连接腔室和可固化、可流动的生物材料源的导管，

b)优选采用最小创伤的部件把模具***体内的理想部位，

c)向模具传输生物材料，以便把腔室填充到一理想程度，

d)使生物材料固化到一理想程度，

e)把形成膜的生物材料在原位作为修复装置使用。

该装置还提供了一种可植入的模具装置，包括一可膨胀腔室，该腔室适用于以最优化的几何形状、结构和/或位置接收和容纳可流动生物材料，以便实现想要达到的目的；以及一适用于连接腔室和可固化、可流动生物材料源的导管。如通过在或者靠近接合腔室的端点切断该导管，该导管最好可从被填充的腔室拆除。也可选择并是最佳选择，该装置进一步包括用于在生物材料腔室内部或向生物材料腔室提供正向或负向气压的部件，从而便于生物材料的传输和/或影响固化用模具的最终形状。

该装置和方法可用于各种应用中，例如，包括提供一种用于制备固体或完整的假体，如用于关节接合点的修复或替换和椎间盘的修复。另一方面，该方法可用于提供一种中空的模具，如用于制备植入通路的套管形的管状模具，如以诸如移植片固定模、分流器或移植片之类的结构形式存在的导管。

在另一方面，本发明提供了一种用于执行本发明所述方法的模具装置，如呈可植入气囊或管状模具的形状，优选与用于传输生物材料的导管结合。沿着这种思路，本发明进一步提供了一种在手术时应用的***，以准备在原位植入修复假体，该***包括一与提供的可固化生物材料组合使用的模具装置(如腔室和导管)，也可以选择与正向和/或负向气压源组合。

本发明提供了一种用于修复自然组织的***和方法，涉及使用最小创伤装置传输生物材料合成物，该合成物可在原位固化，以便永久替换自然组织。也可选择(也是最佳选择)将生物材料传输到通过最小创伤装置和用生物材料合成物进行填充而进行定位的模具装置中，并且该生物材料随后固化，从而在原位保持住模具和固化的合成物。

本文使用的下列词语和术语归纳如下：

“修复”填充指应用合成物在原位增加、替换或提供自然组织的某些或所有的机构和功能，如提供诸如髓核之类的植入物、或修复(如按原样修复或替换)变性的的椎间盘。可以采用任何适当形式进行修复，如从修补组织到整体替换，优选按原样修复其自然的或其它所需的尺寸；

“固化”及其词尾的变化一般指任何化学和/或物理机械变形，变形时合成物从一种可使其传输到关节部位的形态(如可流动形态)变成一种更固定的(如固化的)用于在原位最终使用的形态。在使用有关本发明所述的方法时，如“可固化”可能指未固化的合成物，具有在原位固化的可能性(如利用催化剂或适当的能源)，也可指正在固化过程中的合成物(如在通过混合多种合成物成分而进行传输的时候形成的合成物。如本文进一步说明的那样，合成物的固化一般认为包括三个阶段，包括(a)胶凝，(b)凝胶发生和合成物变得足以不剥落以进行成形的期间，(c)完全固化在某点，在该点合成物已最终成形，可达到其试图实现的作用；

“最小创伤装置”指手术装置，如显微手术或内窥镜或关节镜手术装置，该装置可实现最小程度的破坏相关的肌肉组织的目的，不必切开进入组织的伤害部位，或通过最小的切口(如小于大约4厘米、优选小于大约2厘米的切口)。这种装置一般可通过应用诸如光导纤维或显微镜造影方法实现其目的，并且所需的术后恢复时间少于相应于手术切开方法所需的恢复时间。

“模具”一般指在传输和原位固化生物材料的过程中用于接收、限制、整形和/或保持流动性生物材料的本发明所述装置的某部分。模具可包括或依赖于用于其结构、形态或功能的至少一部分的自然组织(如椎间盘的纤维环)。模具还负责，至少部分负责判断已固化的修复用植入物的位置和最终尺寸。如果是这样，就可判断出其尺寸和其它物理性质，以提供如下特性的优化组合：使用最小创伤装置传输到一部位的能力、用生物材料填充、防水分接触，还可选择之后保存在已固化的材料和自然组织之间界面位置或界面旁边的位置。在一特别优选的实施例中，模具材料可与已固化的生物材料本体成为一整体。

如本文所述，模具装置一般包括接收生物材料的腔室和把生物材料传输到该腔室的导管。用于形成腔室的某些或所有材料通常保持在原位，与固化的生物材料结合，而某些或所有导管通常在完成该方法之后拆除。植入的假体还可用于替换、提供或增补在原位的自然组织的结构或功能。假体可采用任何适当的形式，如包括修补、修复或替换组织(如膝盖或椎间盘)、支撑现有的组织(如通过一移植片固定模)或建立具有类似组织的功能(如果使用分流器)的新材料。

在本发明上下文的使用中，词语“生物材料”将与词语“合成物”互换使用，且通常指能够引入关节的某部位并被固化，以在原位提供理想的物理-化学特性的材料。在一优选实施例中，该术语指能够使用最小创伤装置引入人体内某部位并被固化或被修正，从而使其保存在理想部位和形状的材料。这种生物材料在其未固化状态通常可流动，目的是它们有足够的粘度，使其可通过类似于内径为大约1mm至大约6mm、优选内径为大约2mm至大约3mm的套管进行传输。这种生物材料也可固化，目的是在组织部位的原位对其进行固化或进行修正，以便经受足够的状态或化学变化，保存在理想位置和形状。

在一优选实施例中，在椎间盘切除过程中使用本发明所述的方法。在微动关节中，如背部腰椎，由软骨形成的椎间盘把椎骨隔开。尤其是申请人中请的正在审查的PCT申请PCT/US97/00457(在本文中全部参考引用)所描述的用于修复椎间盘的方法包括如下步骤：

a)使用适当的手术技术进行椎间盘切除，同时保护纤维环外鞘，

b)向纤维环外鞘内部提供一种或多种可固化的生物材料，

c)固化生物材料以便使椎间盘替换。

在一优选实施例中，通过使用适当的诸如膨胀性气囊或球胆之类撑张部件可实现椎间盘空隙的撑张。可以瘪缩状态把气囊传送到纤维环内部，如通过传输生物材料使气囊在此膨胀，从而使椎间盘空隙张开并保存生物材料。

下面参照图5说明优选模具装置的使用方式，图5示出了位于纤维环外鞘70内部的气囊部分12，护套26已缩回。可固化的生物材料传输到气囊，同时空气通过空气通路18的排气孔22从气囊抽出。在使用中，如果气囊位于护套内部，就把该装置通过最小创伤装置***人体内，以便在试图使用的部位，如椎间盘空隙内部，定位在近端。一旦定位即缩回护套，以便释放气囊。另外，可通过空气通路把空气和其它适当的气体传输到气囊，以便定位气囊和/或使关节撑张。之后，打开阀门，开始流入可固化生物材料。如果生物材料进入了气囊，就通过可在通路的远端抽成稍微的真空，使气囊内的气体通过空气通路排出，如使用一注射器或其它适当的真空源。生物材料继续填充气囊，生物材料还可用于使空隙张开(或者有助于撑张)，直到获得理想的撑张压力或尺寸，一旦生物材料停止流动，就可使生物材料继续完全固化(***)，气囊脱离导管。

本发明所述的方法和装置也可用于修复其它的关节，包括动关节和微动关节。适当的动关节的实例包括屈戌关节(如在指间关节和肱骨与尺骨之间的关节的铰接关节)；throchoides(如在上桡尺骨关节和寰枢关节的旋转关节)；髁状关节(如在腕关节中的带有椭圆形腔室的卵形头部)；交互感受的关节(如在拇指的腕掌关节中的凸凹状表面形成的鞍关节)；杵臼关节(如在髋部和肩关节的球形关节和套筒关节)以及摩动关节(如在腕和跗骨关节中的滑动关节)。

本发明的另一方面涉及提供一种椎间盘假体的方法，在特别优选的实施例中，该方法包括修复和进入椎间盘的步骤。可选择最小创伤方式得到进入椎间盘的入口，并通过从椎间盘中去除受损或病变组织，例如通过进行微椎间盘切除或椎间盘切除/椎间盘成形术？(annulotomy)产生一空隙。

使用切开或关节内窥手术技术可执行本发明所述的方法。如果使用关节内窥手术技术，可建立进出入口，以进入椎间盘，同时避免周围组织的损伤。优选使用双入口(biportal)***，这是由于这种***在整个过程中可使第一和第二腔管，具有操纵灵活性。也可能有许多进入椎间盘的方法，包括(但并不局限于此)后侧部、腹膜后、前腹腔镜(或切口)以及后切口方法。如果采用切口方法，优选使用单一的入口***。

一旦进入了椎间盘，就必须通过纤维环建立一入口切口，以进入椎间盘和纤维环的内部。可应用局部椎间盘成形术或扩张技术建立穿过纤维环的切口。无论使用何种技术，其理想的方式都是尽可能地对纤维环无伤害。

可根据患者的病情局部或整体地清除纤维环组织。椎间盘组织清除的程度必须至少能够容纳利用装置植入的假体。因此，要根据满足修复患者椎间盘条件要求的假体的大小(如高度、宽度、周缘)清除椎间盘的髓核部分，以形成具有可足够容纳假体的最终固化形状的尺寸的腔室或空腔。可根据患者的病情、椎间盘的大小和所使用的仪器而改变所清除的髓核组织的数量。一般情况下，清除的数量范围为大约2克至大约8克。

本发明所提供的***包括一装置，该装置包括一可膨胀气囊部分和一生物材料传输装置以及一生物材料源，例如通过使用包含压紧形式的气囊并设有适用于在椎间盘空隙内固定到组织的一近端的***套筒，把装置的可膨胀气囊部件***所形成的椎间盘空隙(如***椎间盘的髓核部分)。

例如通过缩回***的纤维环和/或从***空隙的插管器展开压缩气囊，最好使气囊本身至少部分与可用空隙保持一致，从而在该方式和该情况下把气囊***和定位在气囊内部。

下一步，把所提供的本发明所述的装置通过椎间盘***，以便把装置的气囊部分定位到位于椎间盘内的髓核腔室内。可使用辅助手术仪器和技术，以便于把装置***和定位在合适的位置。例如，通过穿过椎间盘的入口和纤维环切口初步***导丝，装置的纤维环和气囊部分在导丝上滑动，直到把气囊定位在椎间盘内。合适的导丝装置包括从Cook公司(Bloomington IN)购买的可操纵的血管成形导丝。可切断第二套管的远端，以便可通过人体进行无障碍地***。

可使用目前可得到的技术，如荧光检查、手术中的CT扫描、x-射线等类似方法，验证椎间盘内气囊的正确位置。在一附加实施例中，可使用位置标记或其它外部可检测的标记，以助于验证装置的位置。

通过下列方式传输生物材料a)将气囊抽成真空，与处于封闭位置的生物材料保持流体联系，b)混合多种生物材料成分以进行初步固化，并在分流生物材料的初始部分之后，用已混合的、正在固化的且仍可流动的生物材料填充气囊，以及c)使生物材料在气囊内膨胀和完全固化，形成假体，其中通过在任选的且最佳的时间期间内，利用完全或部分地足够实现和/或保持椎间盘的撑张压力，在整个过程中控制装置内的生物材料的流体压力来进行气囊的填充和膨胀以及生物材料的固化。

在向装置传输流动性生物材料之前，可借助于用于把监视器接合到套管上的管接头或压力监视器把压力监视器固定到纤维环上。在填充气囊之前混合未固化的流动性生物材料，并把其传输到第一套管的近端，在该点分流已混合的生物材料的初始部分，以在继续遍及整个装置之前处理不当混合的或者不需要的生物材料。于是，使用本文所述的分流部件分开初始生物材料的流动通道。

在将可流动的生物材料传输给装置之前，可采用一个用于耦合监视器与纤维环的接合器或其它接合装置将压力监视器接合到纤维环上。未固化、可流动的生物材料在填充气囊之前被混合并传输到第一纤维环的近端部分，在该点处，混合的生物材料的初始部分被分流，以去除未充分混合或者不需要的生物材料，使之不能继续穿过装置。因此，采用这里描述的分流装置可转移初始生物材料的流动通路。

在一实施例中，调节三通阀使分流的流量进入分流器或储器。一旦从第一套管清除了较少的优选生物材料，就调节阀门，改变流动通道的方向，使生物材料继续流过第一套管进入气囊。

随后利用流动的未固化的生物材料填充气囊，生物材料继续进入第二套管并在此流出，直到基本上所有的空气已被生物材料强制排出装置。在此时刻，可检查出流出的生物材料具有非理想的特性，如气泡等类似特性。通过根据时间期间和足够保持椎间盘的撑张压力来控制贯穿整个过程的装置内部的生物材料流体压力，可进行气囊的填充和膨胀以及生物材料的固化。另外，通过辅助装置也可通过使用诸如骨转撑张器(distractor)之类的外部或内部装置使椎间盘撑张。

也有另外选择，如在传输气囊本身之前(如利用机械部件)和/或在传输生物材料之前(如利用第一流体的传输和回收)可预先使椎间盘撑张。如很理想地诊断到痛苦源、检测出适当的撑张压力并在传输气囊本身和/或生物材料之前预拉伸腱和韧带则可进行这种预先撑张。

借助于用于以流体压力来膨胀气囊的方式控制流体压力的部件可控制或限制流过第二套管的流动通路。至少充分地填充和膨胀气囊，从而基本上填充椎间盘内部的气囊和内部腔室或空腔。在撑张和固化过程中，传输时间与流体压力相结合，将根据所用的具体生物材料及其性质，如生物材料的粘度和固化速度对其进行改变。

把通路压力增加和调节到足够大小，使椎间盘空隙撑张，从而把患者的解剖几何结构实现或恢复到患者要求的程度。一般来说，所提供的压力范围为大约0.2Mpa至大约1.5Mpa，或者大约为30至220psi，而且可根据具体的生物材料、患者的病情以及套管的完整性进行改变。如果达到了流体压力需要实现的效果，就要贯穿固化阶段对其进行监视和保持，产生具有理想特性和尺寸(如椎间盘的高度和宽度)的假体。

从手术部位清除不必要的部分或***部件，如切断和清除延伸到椎间盘位置或套管之外的装置部分。

一旦生物材料完全固化，就从患者体内抽出***的套管和/或工作套管(如果使用经皮的入口)。使用任何适用于切断呈气囊或导管结构的聚合材料，可切断与气囊连接的导管。优选切断尽可能靠近气囊的导管。

在该过程之后，可使用各种装置和技术修复套管的切除部分。例如，可使用申请人本人的PCT专利申请PCT/US99/11740中所述的组织修复装置，该申请全部公开的内容在本文参考引用。

在一优选实施例中，把装置的气囊部件通过套管***椎间盘空隙，以便把气囊定位在椎间盘髓核部分内部。用可固化的生物材料填充气囊，直到它膨胀到理想的大小(由撑张压力和/或其它部件进行检测)，在此维持该理想的大小，同时生物材料在原位顺序固化，形成具有理想几何形状和尺寸的假体，以恢复椎间盘的功能。

在一更优选的实施例中，该***提供了一种用于定位包括髓核和纤维环的整个椎间盘的装置和生物材料。例如，这种实施例可包括现有或改进的装置和部件，如呈具有上部和下部刚性金属端板形式、适用于有效地***本发明所述气囊和聚合物端板部分。通过本发明所给出说明，本领域的技术人员就可判断出可使用的这种端板的结构形式。(参见Bao等人在生物材料(Biomaterials)17：1157-1167，1996中所著的“人工椎间盘-理论、设计和材料(The articial disc-theory，design andmaterials))。

刚性端板可用于加强椎间盘假体和椎间盘本体之间的固定。使用下列几种结构特征中的一种或其组合可实现这种固定；1)垂直于端板的外表面上的突峰、钉或齿，如在美国专利US4759766、US5071437和US5314477中所述的那些结构。2)便于骨质向内生长的多孔外表面，如美国专利US5071437中所述的结构。3)适用于固定到带有骨螺钉椎间盘本体上的侧翼，如美国专利US5458642、US5624296和US6006130中所述的结构。在任何这种实施例中，通常使用可向所有假体提供所需韧性的具有较小刚性的聚合物制成的软芯。被夹住的软芯就可粘合到端板上，也可粘合到左侧活动物体上。如果在左侧活动物体上，就通常取带有凹形端板的内表面和具有双凸形聚合物芯的球形和筒形。球形和筒形结构可易于转动(既可在弯曲伸展方向也可在侧弯曲方向)，同时仍具有最大的稳定性，可保持的原位。

在采取这些方法的各种方面的同时，本发明所述的***还具有差别和优点。现有结构可能具有至少一种缺陷，即在把植入物***椎间盘空隙的过程中，由于植入物的体积，特别是在使用突峰、钉或齿时，会遇到困难。本发明通过使用流动性固化材料在原位形成中间软芯可克服这种困难。在利用本发明进行整个椎间盘替换中仍然可使用具有一种或这三种固定特征的组合的端板，这此部分可更容易地***和定位，而无论瘪缩的气囊开始时是否有核芯。可采用与压力控制下髓核植入物相似的方式传输生物材料，以达到最优化的撑张。

在一优选实施例中，上部和下部端板由诸如钛合金、钴-铬合金或不锈钢之类的金属制作而成，并且具有适用于面对各自的脊柱体的多个突峰或钉，还可选择具有适用于使骨头最终向内生长的多孔外表面。每一端板都设有凹槽和平滑的内部、牙面、表面，并适用于紧密配合，从而在它们之间形成一尺寸稍大于气囊导管直径的槽形开孔，进而使一空的、瘪缩的气囊***。在一实施例中，在把端板放置就位之后(也可以在清除椎间盘材料之后放置)，把气囊***板空隙。随后利用在原位可固化的生物材料填充气囊。在注射压力控制下，向外推端板，直到突峰完全穿透进入脊柱体。

在一可替换的实施例中，每一端板(都设有凹槽形内表面)还具有可使用骨螺钉固定(与美国专利US6001130相似)的侧翼。可使用垫圈和其它部件在原位限制固化的髓核核芯。这两个端板都具有高度大约为椎间盘空隙一半的壁，以防止核芯移动。两端板的壁具有相同或不同的直径，使其可相互叠合，从而在***期间进一步减少体积。

另外，本发明所述的***可用于替换整个椎间盘，而不必使用端板或只使用一个端板。例如，如果不使用端板，可在椎间盘本体上制作一个或多个锚固凹。聚合物注入时将填充锚固凹并建立植入物和椎间盘本体之间的互锁。通过把上、下表面手术修剪成适当(优选凹形)形状，也可形成适当的锚固凹，从而在注入聚合物之后有效地建立移动气囊和筒形界面。也可选择成把端板用作一表面上的锚固凹，通常是下表面上的锚固凹，这是由于自然的上表面比下表面更凹。

上面所述本发明的***的附图可参见图11-14。图11表示介于不使用端板的上、下脊柱体之间假体的气囊部分。图12表示应用已在脊柱体上形成的锚固凹点的***。图13表示具有侧翼的两个金属端板使用骨螺钉固定上、下脊柱体的应用情况。图14表示在被推入脊柱体的骨头内的外表面上设有峰的端板的应用情况。该***具有一环绕椎间盘假体一半高度的圆环。设于上、下端板上的圆环各自的直径稍微不同，使这些圆环可相互叠合。

本发明还包括使用本发明所述的装置、***和方法在原位形成的假体。在一实施例中，假体设在纤维环内，并与椎间盘的端板相对。在另一实施例中，所提供的假体可基本上替换自然纤维环，并可选择地包括与自然骨头相对的一个或多个修复用端板部件。

实例1

髓核植入物

使用本发明所述的椎间盘修复***的一实施例进行手术的过程说明如下：

1) 通过手术穿过纤维环(annulotomy)进入椎间盘并清除椎间盘的髓核部分而进行椎间盘切除。

2) 把本发明所述装置的近端(患者端)***手术部位和椎间盘空隙。把较近的尖端、含有一缩小的、压缩的气囊封装在手术用传输引入套管内通过环形切口***。之后通过在纵向方向按压生物材料传输部分的近端把气囊从引入套管展开，在椎间盘方向上穿过手术套管展开到所需的程度，把气囊仅排入髓核腔。

3) 另外，如果患者已存在椎间盘高度损失，此时需要进行椎间盘预撑张，则可使用任何椎间盘撑张部件，包括外部部件和内部部件实现这种目的。可使用与本发明相似的装置实现撑张，如首先把合适的溶液(如盐水或对比液)传输到气囊，以施加足够的力使椎间盘关节撑张到理想的程度。撑张之后，通过提供真空从气囊清除溶液。可以选择使用用于作为主注射生物材料的相同气囊或利用新气囊替换撑张的气囊。

4) 随后把静态混合器装置的近端(入口)与清除***一起固定到生物材料源的远端(出口)。

5) 组装流体压力监视***部件。在一实施例中，流体传输导管的一端固定到压力表，而其它端固定到管接头(接头和阀门组件)，该组件依次与生物材料混合通路的出口端以及静态混合器装置的远端和清除***组件之间的装置连接。传输流体导管的每一端部包括一阀门，一个阀门用于传输流体入口，一个用于传输流体出口。入口阀门和出口阀门打开，压力传输流体通过入口被传输到导管，直到导管完全充满而且超出的流量流出出口端。然后在导管上安装压力表并根据需要进行校准。

6) 然后，把装置的生物材料传输部分的近端固定到与有关的生物材料源/清除***/压力监视***组件连接在一起的静态混合器的远端。

7) 接下来，把装置的生物材料传输部分的生物材料流出导管的远端安装到真空源。使用多种合适的部件可实现这种安装，包括通过一控制阀进行安装，从而在清除空气和操作生物材料传输相态期间操纵所施加的负压大小。

8) 然后，借助于近端设置的阀门(处于关闭位置)，利用密封的生物材料传输部分触发真空源，并清除气囊内部的空气，建立负压环境。

9) 触发(打开)流体压力传输***，生物材料的成分随后被正向压力强制流出容器，并流经静态混合器装置，于是，混合生物材料中开始混合不当的部分通过控制排出阀门穿过排出***分流。

10) 一旦分流了生物材料的初始部分，就再次控制阀门，使生物材料继续向前流经流动通路，并通过把生物材料导入气囊内部的第一腔管流入装置的生物材料传输部分。

11) 填充气囊，超出的生物材料和空气通过第二腔管排出，该第二腔管贯穿通向正向压力源的生物材料出口导管。与生物材料传输的负压结合起来控制正压，以获得理想的气囊大小和满足特殊患者需要内部压力。在整个填充相态的过程中，连续监视和控制整个装置内的流体压力。

12) 如果生物材料达到了所需的压力和数量，就在固化生物材料相态的过程中，保持这些参数。

13) 在位于生物材料传输部分和装置的其余部分以及手术套管之间的接头处拆下该装置。

14) 使用适用于实现这种目的的任何适当技术或仪器切断气囊柄，随后把装置的生物材料传输部分从该部位拆下，从而留下填充的气囊在原位限制固化的生物材料，起到椎间盘假体的作用。缝合患者的伤口，使其从手术状态下康复。根据下列一些因素改变手术参数，包括(但并不局限于此)生物材料的流速、最终假体的理想特性和尺寸、生物材料的固化时间、生物材料的流动压力、撑张压力、撑张时间、生物材料的性质(如可流动性、温度以及与采用的特别配方类似的具体特性)以及腔室部位的间隙参数。

实例2

整个椎间盘的植入

可使用各种方法和技术植入椎间盘假体。如果使用刚性端板，就大多数情况下需要一种前面开口或腹膜后入口。这两种方法的主要优点在于可使手术全部进入椎间盘空隙进行，以便清除全部椎间盘，因此，要使用大端板覆盖整个椎间盘空隙。

1) 第一步涉及到使用任何现有的手术技术和方法清除变性的椎间盘材料。如果可能，留下纤维环和韧带的外层最理想。

2) 如果使用人工端板，就把端板***椎间盘空隙，并把该端板定位在椎间盘空隙的中心。人工端板设有侧翼，用骨螺钉固定侧翼。

3) 可以选择，采用本文所述方式使椎间盘预撑张(如使用一种初步溶液)。

4) 然后，把静态混合器装置的近端与排出***一起安装到生物材料源的远端(出口)。

5) 分开组装流体压力监视***。在一实施例中，把流体传输导管的一端安装到压力表上，而另一端安装到依次与装置的生物材料传输部分近端和静态混合器装置和排出***组件的远端之间的装置连接的接头和阀门。每一传输流体导管包括一阀门，一个阀门用于传输流体的入口，一个阀门用于传输流体的出口。入口阀门和出口阀门打开，压力传输流体通过入口被传输到导管，直到导管完全充满而且超出的流量流出出口端。然后在导管上安装压力表并根据需要进行校准。

14) 使用适用于实现这种目的的任何适当技术或仪器切断气囊柄，随后把装置的生物材料传输部分从该部位拆下，从而留下填充的气囊在原位限制固化的生物材料，起到椎间盘假体的作用。缝合、闭合患者的伤口，使其从手术状态下康复。

根据下列一些因素改变手术参数，包括(但并不局限于此)生物材料的流速、最终假体的理想特性和尺寸、生物材料的固化时间、生物材料的流动压力、撑张压力、撑张时间、生物材料的性质(如可流动性、温度以及与采用的特别配方类似的具体特性)以及腔室部位的间隙参数。

Claims

1、一种用于在原位形成椎间盘假体的装置，该装置包括：

一适用于设置在采用最小创伤技术的椎间盘空隙内部的瘪缩气囊，所述的气囊具有一个或多个外部表面和一个或多个内部腔室，至少其中一个内部腔室可用于容纳可固化的生物材料；

一带有至少一个腔管的导管，所述的腔管具有近端和远端，所述的近端与所述气囊的内部腔室液体地耦合；

至少一个生物材料传输装置，适用于当所述的气囊位于椎间盘空隙时，将至少一个可流动的生物材料通过该至少一个腔管传送到所述的气囊；

一个或多个流体控制装置，适用于控制生物材料从所述的生物材料传输装置到所述的气囊的流动，所述的流体控制装置包括一个用于提供生物材料传输的端点显示的端点监视器。

2、一种如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的端点监视器适用于监视生物材料的传输压力、所传输的生物材料的体积和所述的椎间盘的撑张程度中的一个或多个。

3、如权利要求1所述的装置，其特征在于，该至少一个导管包括用于传输生物材料的第一腔管和用于在传输生物材料的过程中排出来自所述气囊的流体的第二腔管。

4、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的气囊由基本上不可伸展的材料制成。

5、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的气囊由基本上可伸展的材料制成。

6、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的气囊包括不同的区域，具有可伸展和不可伸展的特性。

7、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的气囊包括：

至少一个内层，由提供抗放热特性的聚合材料形成；和

至少一个外层，由提供抵抗比内层更大的物理损伤的抗力的聚合材料形成。

8、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的气囊提供外表面，用于方便组织生长。

9、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的生物材料传输装置适用于调节生物材料的流动速率。

10、如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括用于分流生物材料传输装置和气囊之间的生物材料的管接头。

11、如权利要求1所述的装置，其特征在于，生物材料的传输提供范围在大约为0.2mPA至大约1.5mPA内的传输压力。

12、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的流体控制装置允许气囊膨胀的体积小于椎间盘间隙的整体体积。

13、如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括一个用于在气囊的外部的椎间盘空隙中传输生物材料的腔管。

14、如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括一个或多个端板和用于被定位于椎间盘空隙中的固定部件。

15、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的生物材料传输装置用于以大致不变的流动速度传输生物材料。

16、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的生物材料传输装置用于以大致连续的流动速率传输所述的生物材料。

17、如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述的生物材料传输装置用于在大量的生物材料传输到所述气囊之前净化所述的生物材料。

18、如权利要求1所述的装置，其特征在于，包括用于在生物材料的传输和固化过程中撑张所述的椎间盘空隙的机械撑张装置。