用於固定假體或其部件和/或填充骨缺損的試劑盒及方法

2023-10-07 23:27:34

專利名稱：：用於固定假體或其部件和/或填充骨缺損的試劑盒及方法
技術領域：
：本發明涉及用於固定假體或其部件和/或填充骨缺損的方法。
背景技術：
：在諸如髖關節置換術的4叚體固定中，移除存在的骨的一部分，通過例如在餘下的骨中鑽孔或挖孔(ream)而4是供一種固定表面。然後將^支體固定於所述表面，以^是供關節的穩固結構以及置換。用於將所述假體固定至所述表面的多種工具和技術是已知且普遍^吏用的。目前，這些糹支術可大致分為骨水泥型，支體以及非骨水泥型假體。利用一層骨水泥(例如一種基於聚曱基丙烯酸甲酯的水泥)將骨水泥型々支體固定於固定表面。該骨水泥粘附至々1體並粘附至固定表面。在非骨水泥型技術中，可使用多種工具，諸如夾緊工具、螺杆等，這些工具將假體機械地固定於骨頭上和/或穿過骨頭。一種不同的方法是，使骨頭及其他組織生長至假體上和/或生長入々支體中。為此，假體一部分可設置有骨骼生長刺激以及骨骼粘附塗層。起初在固定後，已接受假體的人或動物將僅可以在有限的程度內對關節施加負重。使用骨碎片也是已知的，將骨碎片設置作為固定表面與部分假體之間層體，此後使骨以及其他組織可以生長至所述骨碎片層中。這樣的方法例如描述於US5047035中。在這項通常在髖關節布足體置換術中已知的技術中，將收穫自病人或供體庫的骨碎片層設置至股骨中的孔中，隨後將壓緊裝置插入所述孔中，其用於將所述層壓緊抵靠所述孔的壁。隨後，將骨水泥層提供至所述層的開口內，所述開口是由壓緊後移除所述裝置而造成的。隨後將假體的柄杆放置於所述骨水泥層中，固定所述WI體。以上描述的修復手術中的一個問題是骨存量流失。骨存量恢復對於諸如假體的植入物的長期穩定性是關鍵性因素之一，尤其在修復手術中。對此，利用將骨碎片壓緊至骨缺損中的如上描述的骨壓緊移才直(boneimpactiongrafting)(BIG)已經i正明是有前景的，這是由於它恢復了原始的骨存量。僅人類的異體移植以及某些同體移植骨碎片用做BIG。可考慮異種移植，但出於不同的原因目前使用規模非常小。這種技術的問題之一是異體移植骨碎片的短缺，這是關節造形術猛烈增加以及數量仍在增長的結果。而且，異體移才直以及異種移植的應用具有傳播疾病以及受者排斥的潛在的危害。此外，宗教或其他意識可能是其應用的潛在的障礙。從WO00/13615中已知的是使用填充有一批組織相容性材料的多孔顆粒以及諸如骨粉的解體的組織相容性生物材料的混合物的一種嚢(pouch),再向該混合物中加入另一種組織相容性組分，其使得該嚢中的混合物成型或塑形。使用前震動該嚢以實現混合物的充分密實。體內骨骼以及其他組織可生長至所述嚢中以及生長至所述混合物中，以獲得所期望的固定。應當避免在安置後立即裝填假體。該嚢的使用是有難度的，尤其是在安置於相對窄、相對深的孔(諸如用於固定股骨部件的深孔)中尤為困難。此外，異體移植物、自體移植物和/或異種移植物骨碎片也必須是可獲得的。8
發明內容本發明的一個目的是提供一種用於固定假體或其部分(部件)和/或填充骨缺損的替代工具和技術。本發明的另一個目標是克服以上描述的至少一種技術的至少一種缺點。本發明的另一個目的是提供部件試劑盒，適用於假體固定，尤其適用於但不僅限於修復手術中。本發明的更進一步的目的是提供用於固定々l體或其部件和/或填充骨缺損的一種方法。在本發明的第一方面提供了一種部件試劑盒，其包括具有至少一個4妻觸表面的々爻體或々i體部件、具有內部孔隙(internalprorosity)的金屬顆粒以及骨水泥。優選地，所述部件試劑盒還包括壓緊工具，壓緊工具是以體內或體外的方式，將人或動物、天然或人造骨中的天然或人造口孔內的所述顆粒的層壓緊，為所述邗支體或其部件留有口孑L(opening),且骨水泥層在所述4妄觸表面與所述顆鬥立的層之間延伸。在本發明的第二方面提供了一種部件試劑盒，其包括鈦基多孔顆粒，其中4要體積計至少50%的所述顆並立具有lmm至10mm之間的平均尺寸，更具體地在2.5mm至7mm之間。優選地，基本上所有顆粒具有所述範圍內的平均尺寸。在另一方面，該顆粒具有40%-90%的平均^^隙率。在本發明的另一方面，所述顆粒優選塗覆有包含磷酸鈣的塗層。該塗層可具有在0.5微米至100微米之間的平均厚度。在本發明的另一個方面，將這些顆4立浸泡或已經浸泡於一種液體中，優選在插入至骨中的口孔之前浸泡。所述液體可由例如0.9%的鹽7K;容'液或體液如血'液或血清或骨骨逸構成。在人體或動物體的不同缺陷或不同部位中，可使用不同尺寸的顆粒。例如，在股骨重建中使用的顆粒比髖臼重建中的更小。參照附圖，可進一步解釋本發明，其中圖1示意性示出了具有伸長的口孔的股骨的縱截面圖，已從該伸長的口孔處移除髖4叚體的^L骨部件；圖2示意性示出了才艮據圖1的股骨，其中通過去除例如先前的水泥層和/或骨(例如通過擴孔)加寬該口孔；圖3示意性示出了根據圖2的股骨，其中放置了一根導絲；圖4示意性示出了#4居圖3的股骨，其中該口孔的最遠部部分;也:t真充有多孔金屬顆並立；圖5示意性示出了根據圖4的股骨，其中一臺壓緊裝置通過導絲方文置並將施力至顆粒；圖6示意性示出了根據圖5的股骨，其中緊靠所述口孔的內壁上形成顆粒層，其中向所述口孔的最遠端l是供骨水泥；圖7示意性示出了根據圖6的股骨，其中將股骨部件驅送至所述骨水泥中，將所述水泥推進至所述顆粒層與所述股骨部件的接觸表面之間並進入至所述顆粒層中；圖8示出了股骨的一部分，其中骨缺損填充有顆粒和篩網；圖9A-D為根據本發明的顆粒分別在10、50、500以及2000倍的放大率下的顯微圖象；圖10A-B為根據本發明的打壓(impaction)之前及之後的衝艮據本發明的顆衝立；圖10C-F為根據本發明打壓之前及之後的陶瓷顆粒(CeP)以及+>質人體骨石卒片(BoP),作為參比材泮牛；設備；以及圖12為圖IOB、IOD、以及10F的經壓緊的顆粒及^f效粒的應變曲線。圖13A以及圖13B圖示了在橇動檢測設備(lever-outtestingequipment)中的髖臼部件以及在所述檢測設備中的所述部件的固定。圖13C圖示了髖臼部件的4黃截面；圖14示出了負載有球形接頭的髖臼部件；圖14A以及圖14B為使用四種不同材料時，各個組的移位以及旋轉簡圖，以及示出了根據圖13的檢測設備中的髖臼部件的撬動力頭巨(leveroutmoment)(Nm)的簡圖14C為水泥;參透的簡圖15為髖臼部件橫截面照片，示出了平均的水泥滲透；圖16示意性示出了用於評價骨向內生長的骨傳導室的橫截面；圖17為打壓的Ti顆粒的移才直筒(graftcylinder)的4黃截面；圖18為示出了不同移才直組以mm計的骨向內生長的簡圖19為Ti-微粒、纖維組織和骨細胞腔隙(lacune)、以及無機化骨基質的多孔體塊(porousmass)的照片，示出了骨與4太之間的直接接觸；圖20為一個經填充的缺陷的才黃截面照片，其示出了骨組織生長至填充性多孔體塊中的向內生長，以及填充所述缺陷的不同移植物的向內生長3巨離的簡圖21為才直入物的典型截面；圖22為山羊3、4、5、6、7、8、9、10、11的才直入4勿的4黃截面。注意變化的水泥厚度。具有宿主骨的TiP層的整合總是良好的。具有水泥的TiP層的界面總是不存在或非常薄(<100微米)；圖23為更大方文大率下的山羊12的重建；圖24為更大方文大率下的骨向內生長與TiP水泥界面的細節。圖25為試-驗過程中的Ti含量。具體實施例方式將參照實施例解釋本發明，其中以實施例的形式描述了股骨髖關節^I體，尤其是全髖關節》務復或至少在髖臼側或在股骨側的修填充。本發明不僅限於示出的具體實施方式。其部分的變體及組合也尋皮i人為是在4皮露範圍內。在該i兌明書中，宿主(受體)至少是人體或動物體或其部分，天然的或人工的，向其固定假體和/或填充其中的骨缺陷。移植材料至少是至少部分為固態的材並牛並且用作填充空隙以及固定，支體或其部分(部件)，包括自體移植物、異體移植物、和/或異種移植物。打壓(impacting)包4舌至少應用一種打壓力，i者如^f旦不限於4垂打。骨水泥包括但不限於可定位並且粘附至用於髖臼或股骨(其可以是例如骨或宿主組織)的不同填充材^牛和/或粘附至用於布￡體或其部件的金屬、陶瓷和/或塑並牛的液體或漿料。在根據本發明的方法或部件試劑盒中，可使用的顆粒具有多孔結構，由金屬尤其是諸如純鈦或鈦合金的鈦基(材料)製成。優選孔隙，以侵使開口通道(openchannel)或迷路通過整個顆^立延伸。在提純的過程中，顆粒可通過鈥和四氯化4太(TiCl4)的化學反應來製備。可利用例如4美或鈉來i秀導TiCly化學反應。^吏用鈉具有這樣的優勢，即顆粒的孔隙(率)在機械上是有利的。顆4立可具有高純度，-清如99%的《太或更多。在一種具體實施方式中，該純度可為99.8%以上。在另一種具體實施例中，該純度可以為99.9%以上。顆粒可以是經塗覆的，例如使用例如包含磷酸鈣的任何骨傳導或任何骨誘導的塗層。根據顆粒的應用，該塗層還可部分地或全部i也由^f足進骨生長的試劑，或通過加入藥品或其〗也物質例如^:療劑而構成。顆粒是不可降解的且是生物可相容的。與WO00/13615中描述的方法裡使用的顆粒相比，這些顆粒可具有相對粗糙的表面並且可相對4交大。在一種有利的具體實施方式中，這些顆粒由於它們的表面結構以及粗糙度而粘在一起。這些顆4立在^f吏用前可浸泡於液體中，》真充顆姊立中和/或顆#立之間部分的孔隙的至少一部分，並且在顆粒之間4是供粘附力。可在骨中的口孔外部將顆粒壓緊，^旦優選將顆粒壓緊於其中需要固定々i體和/或其中形成了骨缺損和/或包含骨缺損的骨中的口孔內部，從而彼此粘附。該液體可影響孔隙率、增加壓緊量的顆粒的孔隙率。該液體可具有降低緊密態的效果。該液體可具有使顆粒相比於乾燥時可更好地粘結在一起的效果，尤其也可以在壓緊之前。該液體可具有使顆粒在潮溼的狀態下，在用於固定假體或其部件的口周圍，較少地附著至人類或動物組織的效果，尤其是諸如肉、肌肉以及腱的軟組織，造成了這種顆粒在乾燥時可以更容易地去除的效果。該液體可具有限制顆粒之間和顆粒內部水泥滲透的效果。例如，當將顆粒^^散地傾入至容器如才莫型中，或在一種有利的具體實施方式中傾入至其中要固定假體或其部件的骨中的孔中時，可通過向顆粒施加打壓力壓緊根據本發明的顆粒。出人意料的是，按標準化打壓後的打壓應變分析，由諸如鈦或鈦合金的多孔金屬製得的顆粒遠比BoP或CeP更可打壓。此外，打壓後，使顆粒經受一種與人造髖關節中的壓縮力(compressiveforce)相當的壓縮力(2.5Mpa)。壓縮後，TiP顯示出比CeP更少的變形，以及比BoP更少的變形。壓縮後，^吏顆粒;^弛。在+〉弛的過程中，與壓縮力造成的變形相比，TiP比使用相同的打壓力壓緊的BoP以及CeP顆粒反沖(recoil)的更遠。在打壓後，金屬顆粒在體內僅顯示出有限的進一步的塑性變形，導致非常穩定的固定。顆粒在經打壓之前可進行震動以增大密度。在體內負重條件下以及在打壓之後，本發明中4吏用的顆粒可顯示有限的進一步的塑性變形。孔隙(率)可以4吏得移植物層的固定和強度可通過宿主組織的向內生長來增加。糹艮據本發明打壓的多孔金屬顆粒可具有大於以相同的方式打壓的陶瓷顆粒的才幾械柔'l"生(mechanicalflexibility)的初4成柔性。高度多孔性的金屬顆並立可具有大於75。/。的內部孔隙率，優選大於80%,並且4艮據本發明可具有互連孔。當根據本發明進行打壓時，至少當在人體或動物體外進行時，所產生的材料可得到穩定的材料，其可稱作是餅材(cookie)。述顆粒內的孔隙形成的內部孔隙。用於本發明的顆粒優選可由鈦或鈦合金製成或包含鈦或鈦合金，鈦或鈦合金公知為生物可相容的，並且可允許移一直體與骨的直4妄4矣觸並且相比於不4秀鋼，其可具有更優的對宿主組織的固定強度。實驗使用根據本發明的多孔鈥顆粒(TiP)進行體外及體內實驗。以圖9和圖10戶斤示的陶資茅貞並立(Cep，BoneSave,StrykerHowmedicaOsteonics，Limerick,Ireland)和顆粒狀的人體4^質骨顆粒(BoP)作為參比材料。所使用的多孔鈥顆粒是通過四氯化鈥(TiCl4)和Na純化鈦的過程中製成的。這個過程產生了晶狀微觀結構(圖9D)。所使用的顆粒具有範圍在3.0-5.0mm的直徑(4也們通過5.0mm的孔篩但^皮3.0mm的孔篩攔截)。才艮據4黃截面照片(SEM,Jeol6310掃描電鏡)，TiP的對黃截表面的孔隙率經計算為大約83%,質骨碎片(BoP)通過4吏用骨4甘齧切五塊新鮮冷凍(-80。C)的人體股骨頭的^^質骨而獲得。Bolder等人和Dunlop等人推薦4交大的骨石爭片(約7xl0mm，橢圓體狀)。衝企測前不對骨移植物進行漂洗，並使其適應30°C的溫度。在打壓前，在水中浸泡TiP和CeP三十分4中。在室溫下4企測所有顆粒。BoP的樣品107包含4.0克顆粒，TiP以及CeP的樣品107分別包含3.0克以及4.0克幹顆粒。在具有20.5mm直徑的圓柱狀黃銅試-驗箱100中打壓顆粒。^吏用了一臺如圖11所示的專門設計的打壓器101用作移植物的標準化打壓。打壓器101的直徑僅略微小於試-驗箱的直徑。為了使;彈在打壓的過程中脂肪和液體自由地從移才直物和試-驗箱100中得以去除，在打壓器101的側面製成了直徑為2.0mm的三個排放通道102。通過從35釐米的高度將420克的重量落至打壓器上三十次來打壓全部樣品。這產生了類似於有經驗的4喬形外-牛醫生(BWS)在人造^f叚骨髖臼(sawboneacetabulum)中的打壓的骨移糹直物的打壓度。z使用一種劃線規測量打壓前及打壓後的高度(精度0.05mm)。計算打壓應變以確定材料的耐打壓性。由hinit表示打壓前的樣品高度，由ho表示打壓後以及負重開始時的即時高度。打壓應變按如下計算s打壓=[In(hinit/ho"打壓後立即將生成的移植物層裝入相同的試-驗箱100內，進行側限壓縮力試驗(CCT)。為了鑑別足夠的重建行為所期望的顆粒間纏結，對一些額外的樣品107進4亍了打壓。這些才羊品107不用於力學性能試驗並且這些樣品在打壓後被立即從試驗箱100中移出用於肉眼評估。這種餅材形式的樣品107示於圖10中。預先l吏用CCT測量骨移植物、不同的生物陶瓷顆粒、以及骨移植物和生物陶瓷顆粒的混合物在手動打壓後的力學性能的時間關聯性(f^rafo似c/^7V,wmCKSc/^ewra5wwa《//w/sAesiS7oo^T77!T7附e-afe/e"c/e"fmgc/zafm'ca//ra/er"'e51o///^/TC屍/arfz.c/es5/om^/M""&r/es.2^/,'5S(^,5^-6W)。在本研究中，^f吏用CCT來測量移植物層在負重過程中的變形和剛度，以及移植物層在後續卸載(+>弛)過禾呈中的粘彈性反沖力(visco-elasticrecoil)。打壓後，將框架(frame);改置於試-驗箱100的頂部，同時將剛性多孔過濾器105方文於樣品的頂部以允許負重過程中自由液體的;參出。在過濾器105的頂部力文置負重分散器106，以確4呆所施力口的負重平均地分布在樣品107的整個表面上。4吏樣品107在900秒內以1Hz的頻率經受循環負重(0.1-2.5MPa(20-840N))同時測量移植物樣品107的變形以及剛度。所施加的負重與預期的水泥移4直物周圍的應力7j^平相^j"應，並且該負重通過、液壓伺月良MTS才幾(MTSSystemsCorporation,Minnesota,US)施力口。連才妾於荷重4幹109以及才羊品107之間的伸長計108在檢測過程中測量樣品107的高度。使用放置在箱100之下的負重單元109記錄所施加的負重(圖11和圖12)。負重應變代表在動態負重下材料的變形。骨移才直物顯示出蠕變行為樣品107的高度在負重期過程中減少。在每個載荷循環過程中，記錄在最小應力(h最小應力，O.lMPa下的高度)以及在最大應力(h最大應力j2.5MPa下的高度)下衝羊品的高度。負重應變的計算為s負重=[ln(h最小應力/h0)]對每個載荷循環確定負重應變並且對每個負重階段結束時獲得的值進行統計學上的比較。在樣品107負重900秒後，使樣品107在900秒內鬆弛(0N負重)以測量粘彈性反彈。該循環彈性模量表示材料的剛度。根據一個載荷循環中應力的改變(循環應力)以及在相同的載荷循環中對應產生的變形(循環應變)計算該彈性模量。根據最小應力(0.1MPa)以及最大應力(2.5MPa)之間的差異計算循環應力ctcydie並且每個載荷循環(2.4MPa)中循環應力保持恆定。循環應變seyelie的計算為￡cyclic=[h最小應力—h最大應力]/[h最小應力]循環彈性才莫量E才艮才居^盾環應力以及循環應變的比例來計算E=[acyclic/Scyclic由於循環應力恆定，剛度與循環變形成反比。在整個負重期間確定剛度，並且對每個負重階,殳結束時獲得的值進4亍統計學上的比較。將經浸泡的TiP以及CeP傾入試驗箱。水膜使未打壓的TiP以及CeP相當好地粘在一起。所使用的移植物量的標準化打壓產生具有可比專交的初始高度(範圍在14.5mm-16.9mm，表1(mm))的移植物樣品。TiP和CeP比BoP更可打壓(圖10，表2)。在表1和表2中，括號之間給出了標準偏差。相當多的水通過打壓器的側面通道/人TiP中釋》文出。具有乳狀表^見並含有i午多孩i小陶瓷顆粒的較少量的水從CeP樣品中釋放出，其在體內可能對宿主健康有害。BoP在打壓過程中釋》文出大量的脂肪。表1移植物樣品的高度移植材料初始打壓後負重後測試結束TiP16.49C0.31)7.53(0.21)7.46(0.21)7.53(0.21)CeP14.67C0.24)6.89(0.14)6.77(0,15)6.83(0.14)BoP15.65(0.58)9.78(0.37)7.35(0.55)8.13(0.50)表2移植物樣品的力學M移植材料打壓應變負重應變術》弛應變剛度(MPa)TiPCePBoP0.78(0.03)0.76(0.02)，0.47(0.01)、乂0.009(0.001)0.017CO.002)0.29(0.05)0.009(O細;)209(20)乂0.009(0.002)，0,10(0.02)334(47)^*80(18)打壓後，TiP形成統一標準的圓柱，其4艮好地4呆持其形狀。經打壓的TiP的堅固纏結產生均勻的大孑L"餅材"107，其非常有粘性並且不易被打碎。經打壓的BoP樣品沒有TiP樣品的粘性強，但其從試驗箱中移出後粘在一起。經打壓的CeP樣品在從打壓箱中被移出後趨於分裂並且相當容易解體。力學試-驗負重及+〉弛TiP餅材107在生理負重過程中幾乎未顯示出變形。負重階段的結束時，TiP樣品顯示出0.009±0.001的應變(表2)。CeP的變形是Tip的兩倍(負重應變0.017±0.002)。與這些合成的移才直物相比專交，BoP變形更相當大並且顯示出0.29士0.05的負重應變。這比其他組(p<0.001)更顯著。約50次載荷循環的凝結階,殳(settingphase)後，在》於全部組的其他負重期的試—驗過程中，剛度幾乎^f呆持不變。三種經試馬全的材料之間有清楚和顯著的差異(表2)。TiP餅材107顯示出居中的剛度(209±20MPa)並且是BoP々並材的剛度(80士18MPa,p<0.001)的大約2.5倍。CeP餅材的剛度是BoP餅材剛度的大約4倍(334±47MPa，p<0.001)，因jt匕比TiP々並才才(p弛過程中是完全可逆的。與合成材料TiP以及CeP相反，BoP在負重過程中顯示出相當量的位移，即使實際打壓了在負重過程中，經打壓的BoP樣品失去了約25%-30%的其初始高度，在彈性恢復過程中，^f又矯正了這種變形的三分之一。才艮據對打壓後的樣品的7見察，可以看出由高度纏結且幾乎統一標準的打壓的TiP所製成的重建層將比由BoP或BoP與CeP的任意混合物所製成的類似重建層更具有抗剪切性。人們通常所接受的是塑性變形對於移植物層等的活化提供了一線可能。然而，如根據本發明的顆粒所允許的一些彈性變形看來對於組織向內生長以及結合是有益的。負重過程中有限的軸向微小運動刺激骨移植物的結合以及骨化。諸如CeP的移才直物材料的高剛性防止這些孩i小運動，並且通過應力屏蔽(stressshielding)阻止向內生長組織的骨分化。經打壓的TiP顆粒與骨移植物和BoneSave的50/50重量混合物的剛性(217土14MPa)大致相同。用類似的移才直物/BoneSave②混合物(50/50體積混合)製成的髖臼重建顯示出良好的移植物結合性。TiP為這樣的混合物提供了一種合適的替代物，並且具有更好的彈性及打壓性。為了評估植入後的骨向內生長，在山羊膝蓋部位的骨中鑽孔，其中分別用塗覆有CaP(磷酸三鈣/羥基磷灰石)且具有1至100微米的平均厚度的塗層的經打壓的TiP以及沒有這種圖層的經打壓的TiP填充孔。在4周和12周後評估骨向內生長。結果示於如下表3中。表34周12周具有塗層3.0mm3.2mm不具有塗層0.6mm2.0mm才艮據在體外進行的試驗以及視覺檢測，同技術人員的知識相比較，其顯示出TiP的性能在各個方面優於BoP和CeP,並且TiP非在圖1中以縱截面示出了股骨l，其股骨頭已經^皮鋸掉。在圖la所示的具體實施方式中，為了修復手術，移除了預先放置的假體或至少其月殳骨部分2。本發明還可涉及在首次;故置(firstplacement)以及在修復手術中的全髖關節置換術(THA)或其他假體手術。在圖1中，示出了一個延伸孔3,其從鋸開面4沿股骨1的縱軸5延伸。骨水泥層6沿所述孔3的內表面延伸，其在遠端通過塞子8封閉。該骨水泥層6是預先使用的假體的現已移除的股骨部件所使用的骨水泥的餘下部分。如果將本發明用於首次;故置，則可以一種已知的方式對孔3進行打孔和/或將其擴孔至所述骨中。骨水泥層6部分鄰4妄於皮質骨9和/或部分鄰4矣於海綿骨10。在圖2中，使用合適的工具如鑽和/或鉸刀(reamer)移除水泥。在圖3中，將導絲11推進至塞子8中，其中導絲ll或多或少地平4于于股骨的縱軸5，自所述塞子8延伸至所述孔3的外部的近端12。在圖4中，示出了沉積於孔3中的顆並立13,其靠在內壁或其表面14上並緊靠塞子8，從而防止透過海綿骨(spongeousbone)、骨髓或宿主的其他部位。多孔性且具有互連孔的顆粒13在本具體實施方式中通過四氯化4太(TiCU)進行4太^是純而製得，其類型將在後文中更詳細地討論。優選將顆粒13在其引入至所述孔3之前，將顆粒13浸泡於液體中，使得至少部分液體粘附於相對粗糙的外表面，而其孔隙可至少部分填充有所述液體。該液體例如一種鹽溶液，其具有的優勢為顆粒趨向於粘在一起並且防止顆衝立在打壓前粘附於宿主組織，這將在以下討^r。在圖4A中示出了顆並立13部分的方文大視圖，其位於圖5中所示的孔3的內表面14與壓緊裝置16的外表面15之間。在圖5中，將壓緊裝置16由導絲11引導，並且具有與股骨1中將要固定的股骨部件2的形狀大體對應的外形17。這種引導可從例如US5047035中獲知。在垂直於所述壓緊裝置16的縱向軸線18的橫截面上，各個橫截面的表面積略微大於將要放置的股骨部件相應橫截面的表面積，使得當插入所述橫截面的輪廓時，如圖5A中示意性示出在同一水平上，壓緊裝置的輪廓繞著股骨部件3延伸並與之間隔。當如圖S所示向壓緊裝置16推進顆粒13時，將顆粒13以孔3的內表面14的方向向夕卜(outward)4,動，並衝齊入4皮此中。用於將壓緊裝置推進至顆粒中的力可通過錘打獲得，例如，通過4吏用4垂子打擊壓緊裝置16的近端20。所施加的力是打壓力或衝力，而不是恆定或平穩增大或減小的壓力。由於打壓，顆粒13的表面粗糙度及其機械柔性，顆粒13將牢固地粘在一起。如果顆粒13已浸泡於諸如水的液體中，內部孔隙率與打壓前未經浸泡的相同的經打壓的顆泮立的內部孔隙率相比相對4交大。差異可例如在8%至12%的範圍內。通過所述打壓至少部分地4齊出顆粒中或顆粒的層中的液體和/或所述液體將從顆粒中排出並由宿主吸收。顆粒具有足夠其粘在一起的表面粗糙度。優選地，該表面粗糙度超過5.5Ra,更具體地超過6Ra。使用表面粗糙度超過6.3Ra的顆粒可獲得非常好的結果。優選地，互連的顆粒13的層21緊靠孔3的所述內壁14的大部分(優選是所有部分)形成，且其具有的厚度T例如為平均等於顆粒平均尺寸的一至十倍，如圖6所示。這樣的層21可通過在許多後續步驟中形成而獲得部分地填充內壁13與壓緊裝置之間的空間，打壓，再重複所述步驟，直到形成整個層21。所-使用的顆粒可例如至少其總體積的50%具有1mm至10mm之間的平均尺寸。它們可具有2.5mm至7mm之間的平均尺寸，更優選地在2.5mm至5.0mm之間。所有的顆粒可具有所述範圍之一的尺寸。顆粒的尺寸通過篩網界定。例如範圍在3mm至5mm之間的顆衝立可通過5mm的篩網但不能通過3mm篩網。可向顆粒13提供具有例如生物相容性、宿主組織向內生長增強塗層的塗層。顆粒可塗覆有包含或存在-粦酸4丐的塗層。顆粒上的塗層可具有0.5樣支米至100樣t米之間的厚度。在4是供顆粒13的層21後(其中層21相對穩、定地形成)，可移除壓緊裝置16以及導絲11，在塞子8之上留有空間22,其中可放置假體的股骨部件的柄杆23。由於壓緊裝置16中以及在假體的股骨部件2的柄杆23對應的一黃截面的尺寸差異，可以在所述的空間22中放置所述柄杆23,界於顆粒13的層所限定的內表面與柄杆23的外表面(其形成了股骨部件2的接觸表面24)之間具有微小距離D。如圖6中所示，將一定量的骨水泥25傾入或注入或以其4也方式4是供至所述空間22中，該用量足以完全覆蓋在所述空間中延伸的整個接觸表面，並且具有比顆粒13與接觸表面24之間的所述距離D更厚的層。在將柄杆推進至水泥中之前，可將水泥置於壓力下。當如圖7所示將柄杆23推進至空間22中時，迫使骨水泥25沿接觸表面24上升，同時部分進入顆粒13之間的孔隙中，填充間隙(interporosity)。少部分的骨水泥還可進入顆粒13的孔隙中。在圖7A中，以放大的比例示出了內表面14以及柄杆23,之間具有顆粒13的層。如所示，顆粒13的層22的厚度Dg小於內壁14及柄杆23之間的間隙26的寬度W，所述間隙26的剩下部分具有寬度為Dc,且該寬度Dc填充有骨水泥25的層27,其向所述顆粒的層22中延伸Dp的距離。該距離Dc優選為顆粒平均直徑的1至4倍之間，其中為防止力學失效，水泥層的厚度優選至少平均大約2mm，優選地水泥滲透顆粒的層平均大約2-xmm的距離，其中x表示在具體重建中所使用的最大顆粒的直徑。水泥層的厚度優選在假體的接觸表面上近似恆定，諸如4叚體固定部分的外表面(諸如股骨柄杆)或髖臼部4牛的外表面，^f旦是也可改變。24在根據本發明的一種方法及假體固定中，假體的初始固定主要內壁13或其他表面，使骨水泥25粘附於顆粒13並粘附於假體的接觸表面24而獲得。當使得具有相對粗糙表面的顆粒;波此壓緊時，所述顆粒尤其將機械地粘在一起。證實顆粒13的層22具有高抗壓縮性並且很可能具有高抗剪切應力性，而它僅在(重建)手術後，在體內負重的過程中允許小的塑性變形。這導致非常高的穩定性且沒有層22持久變形的風險，從而獲得假體固定的高穩定性以及降低的骨折風險。有限的塑性變形表現出促進骨以及其他宿主組織的向內生長。這可能尤其是在負重過程中軸向^t運動的結果，其會刺激骨移植物的骨化作用，而顆粒由於柔性而可以使得將負重轉導至向內生長ia織。為進行才艮據本發明的假體外科手術或填充手術，可以使用包含如下的試劑盒至少一種，i體和/或篩網、具有互連孔的多孔顆粒和骨水泥、以及一種用於打壓以及壓緊所述顆粒的層的打壓裝置。可對顆粒進行塗覆或進行浸泡。打壓裝置(也可稱作壓緊裝置)可包4舌至少一個柄4幹部23，其可由單獨4吏用或4皮此組合4吏用的部1牛構成。該柄杆優選地在遠端方向上輕^f鼓地逐漸變細，該柄杆在經4吏用過禾呈中一皮指向於遠離打壓面朝向的一側，用於向外4齊所述顆並立。該試劑盒還可包括具有導絲的塞子。可提供各種不同的壓緊裝置用於後續使用，每個隨後的壓緊裝置比在前步驟中使用的壓緊裝置具有例如略樣i更大的才黃截面積。試劑盒優選包含足夠顆粒以使用具有厚度至少是一個顆粒並且優選至少三個顆粒的完整顆粒層來覆蓋試劑盒中的假體或其部件的接觸表面。此外，當試劑盒中的骨水泥的量足以使用完整的且具有與顆粒層厚度相當的厚度的骨水泥層覆蓋所述顆粒層時是有利的。在方文置股骨柄杆之前，骨水泥可4及大程度地或甚至完全地填充即將放置柄杆的口孔的容積。柄杆一經放置，水泥將被壓至所述口孔中，多餘的水泥在近端將^皮擠出。在髖臼部件處，可4吏用水泥填充髖臼的整個口孔，且一經;故置髖臼杯狀件，可將多餘的水泥推出。然後可容易地去除多餘的水泥。藉助於不應^皮解釋成限制性的實施例，對於完全成人的體中的THA(股骨以及髖臼部件)，須使用質量為約75克(乾重量)且具有85%-90%的孔隙率的TiP。顆粒13優選具有啦b隨的表面，乂人而+^散地傾入至容器中的顆粒將彼此粘結或彼此粘附，其主要通過鄰接顆粒的表面微粒互連。由陶瓷材料製成的顆粒一經打壓傾向於破碎，導致穩定性差，並破碎成小的陶資微粒和碎屑，所述陶資微粒和碎屑可自由地漂動，甚至進入周圍的宿主組織，這可對健康造成危害。才艮據本發明的多孔金屬顆粒證明提供了一種比類似使用BoP更穩定的固定。如參照圖1-7,並藉助於實施例的進一步"i兌明，使用才艮據本發明的方法在三隻山羊身上進行實際的體內THA，其中股骨及髖臼部分都^皮置換(全髖關節置換；THA)。山羊重量約為65kg並且使用了5-10克的TiP(乾重量)用於髖臼的固定。手術後，立即將山羊安置於吊床中保持10天。手術十天後，使山羊可以負重假體。兩周後，血液中的鈦含量經測量低於10ppb，其隨後降低至低於7ppb,這與具有常規良好機能的Ti假體的人體中的濃度相當。TiP在手術後立即形成穩定的重建，其中穩定性在手術後的三個月內得以保持。三個月後對山羊進行無痛致死術，視覺上檢測假體。組織學未顯示出由於Tip造成的刺激、炎症或異物反應的跡象，這顯示出生物相容性。通過纖維組織和骨組織的向內生長兩者都使得假體固定地非常好。在顆粒13的層22的整個表面上出現了組織和/或骨頭的向內生長，而顆粒13的金屬與長入層22的骨之間存在直接的接觸。在許多位置處，骨與顆粒之間不存在接觸，但在這些地方由所述纖維組織形成了界面。在圖8中，示出了骨缺損28的填充，其所使用的顆粒13在i丈置於所述缺損28中之前和/或在該過程中進4亍打壓，例如腔體29形成於移除舊的骨水泥的過程中或由於骨再吸收、移除肺瘤或其他原因所造成。顆粒13或其形成的餅材107可藉助於篩網30封裝於所述缺損28中，篩網將腔體29隔離^f旦允;午骨和/或組織可通過篩網長入至顆粒中和/或Y吏骨水泥至少滲透顆粒13的層22的間隙。因此可填充相對大的腔體29並且可相對容易、快速且穩、定地獲得糹真充物的錨固。髖臼部件試驗圖13A示意性示出了試驗裝置31,其中放置了髖臼部件32。使用了一種合成的髖臼模型(Sawbones)。圖13B和圖13C示出了所述髖臼部件32，其例如是諸如的聚乙烯半球形杯的塑衝牛，其固定於i式-驗裝置31的描述髖臼的空心的半J求室33中，並具有大約30mm的半徑，使用鈦顆粒13及骨水泥6的層。將顆粒13傾入潮溼的環境中，並^f吏用半J求形壓緊裝置34以及4垂子在所述室33中打壓，從而獲得具有半徑大約為22.5mm的空心體34。顆粒13的層厚度在4mm至10mm之間。顆#立在打壓後的體積大約為打壓前的體積的55%。將直徑為42mm的杯狀件35膠合至所述空心體34。使用了四組移才直材衝牛，每一組在〃\個這種試—驗裝置31中，乂人而產生32個的試-驗裝置。使用供體骨(I)、混合有Ti顆粒的供體骨(II)、直徑在3mm至5mm之間的Ti顆粒(III)以及直徑在4mm至7mm之間的Ti顆粒(IV)進行重建。均在相同的試驗裝置中使用，使用相同的水泥以及相同的尺寸。利用Stryker的儀器來使用供體骨。在組I的重建中，使用了47.5克的供體骨，在組II中使用了30克的Ti和15克的供體骨，在組III和組IV中使用了37.5克的Ti顆粒。在粘合後的至少48小時後，對重建進行負重，並測量由於負重所導致的杯狀件32相對於室33(髖臼)的位移。通過使用如圖14所示的圓球35將負重轉移至杯狀件32,圓球精確的固定於所述杯狀件(直徑為28mm)中，其經受900個頻率為1Hz的負重循環(2-3000N),通過液壓伺月lMTS才幾35A施力o(MTSSystemsCo卬omtion，Minnesota,US)。在3000N的*爭負重下測量所述負重循環之前和之後的位置並進行比較。在X、Y以及Z方向測量位移及4t專爭，並才艮才居^口下觀'J量(displ-^f立-多；rot=^走壽爭(rotatie)):位移[(displX)2+(displY)2+(displZ)2]05旋轉[(rotX)2+(rotY)2+(rotZ)2,5圖14A中示出了兩個圖。上圖4皮露了組I(B)、組II(TB)、組III(T3-5)以及紐JV(T4-7)中每一糹且的^f立移，下圖為上述各個組的旋轉。這些圖顯示出Ti提供了最小的位移和旋轉，儘管更少的重量是必要的，其中較小的顆粒顯示出最小的位移和旋轉。誤差線(Errorbeam)顯示出各個組中的標準偏差，組III中最小，顆粒最小。在測量位移以及旋轉後，移除球，通過螺栓將杆36固定於杯狀件32中，如圖13B所示。在臨近所述杆36的自由端37將絲線38固定，在起始位置絲線的長度方向與所述杆36基本垂直，如圖13A所示。以恆定的速度縮回絲線38,所需的力F在10cm的軌道上不斷地測量。對所述軌道上的最大力Fmax進^於限定，並乘以絲線38和杆36的交點與杯狀件32的旋轉點之間的距離(其大約14cm)。將此定義為4^動力矩(lever-out-moment)(LOM)。在這個試—驗中，在杯狀件32^皮^v髖臼中4t動(leverout)的意義上講，組I和組II的試-驗結構中的每一種均失敗。在組III中，三種結構失敗，而在IV中僅有兩種失敗。在圖14B中示出了各個組的LOM，誤差線示出了標準偏差。Ti顆粒組顯然優於骨移才直組I和組II。在進一步的試一驗中，對骨水泥滲透至顆粒13的層進行測量。根據體內試驗可以顯示出水泥滲透應限於淺的深度以便使骨和其他組織生長至所述顆粒的層中。通過沿中央部分連同顆粒層將杯狀件《居成兩半來測量、滲透，如圖15所示。半圓39沿杯、狀件32的外表面放置，然後再將其分成具有1.8度角度的49個部分。在每一個部分中，穿過所述部分以徑向測量所述半圓39至水泥層25的倒凝:第二個點之間的距離。在圖14C中，示出了組I-IV的每一組的平均滲透深度(左欄；全部穿透深度的總和除以49)以及滲透的平均變化(右欄)，其中誤差線示出了標準偏差。進入Ti顆粒層的滲透優於骨移植層。BCC中的骨向內生長實馬全圖16中示意性示出了骨壓緊室40(BCC;Aspenberg)，其主要包括兩個純鈦半圓柱41、42,其通過旋於所述兩個半圓柱之上的六角帽43而保持在一起。兩個半圓柱41、42—起形成尖端44以及用於將BCC尖端44首先旋進至試-驗骨的骨B中(例如一種動物骨頭)的外部螺紋45。兩個開口46徑向地;波此相對，臨近於所述尖端，才是供該兩個開口以橫J尋來自周圍的組織生長至所述室40中，如箭頭47所示。在所進行的實驗中，在山羊的鄰近脛骨中植入BCC。通過調節保持在脛骨48外部的帽43,將所述向內生長開口46至於專欠骨(endostium)的？K平上。29材:^及方法植入六組BCC:五組填充有移植物材料且一組空白對照組(E)。五個不同的移才直物材一+由四組多孑L鈥顆粒(TiP、HerefordMetalPowderCompanyLtd，Hereford，UK)構成，以及經打壓的顆粒狀的松質異體骨顆粒(BoP)(表5和表6)。表5tableseeoriginaldocumentpage30質異體移4直物。TiP是偏球形的顆粒，具有1.0mm-1.4mm的直徑，其由商購純鈥構成，並具有範圍在10jim-150pm的孔。使用背散射掃描電鏡顯像(BEI,Jeol6310,Jeol,Tokyo,Japan)以及交互計算才幾4空製圖象分析(AnalySIS,SoftImagingSystemGmbH,M簡ter,Germany),通過測定糹黃截面上的孔隙率來確定單個顆粒的鈦的體積分悽史。<吏用10%的ExtranMA01(MerckKGaA.，Darmstadt,Germany)、1M的HN03、丙酮以及酒4青超聲波清洗TiP。在這些步驟之間，使用軟化水超聲波衝洗和清洗TiP。TiP的塗層由包含磷酸4丐(HA:TCP60:40)的二氧化^圭構成並通過DOT(BONITmatrix,DOTGmbH,Rostock,Germany)施力口。使用X射線衍射(XRD,具有薄膜的PhilipsX射線衍射儀，並使用CuKa-輻射(PW3710,30kV,40mA))以及裝配有一個能量散射X射線4果測4義(EDS)的掃描電4竟(SEM，Jeol6310,Jeol,Tokyo,Japan)進4亍TiP以及經塗覆的TiP的物理化學分一斤。TiP在卩餘覆前顯示結晶平滑表面。塗覆後，使用具有約5pm平均直徑的緻密陶資顆粒覆蓋TiP。塗層將TiP的重量增加了3.5%。XRD顯示BONITmatrix⑧塗層包含雙相磷酸釣(HA/TCP60:40)。EDS表明了4丐、磷酸鹽、矽(塗層)以及鈦(TiP)的存在，以及釣對磷的比例為1.4-1.5,4丐對矽的比例為1.3-1.4(圖4)。經塗覆的TiP經受X射線滅菌。對未經塗覆的TiP在高壓滅菌器中滅菌。異體移植物以及鈥顆粒的打壓通過如下進行標準化使9.8g的重量/人33cm的高度沿》骨糹戔(slidingthread)(02.0mm,9.8g)下落三十次，其作為才莫擬人工打壓的打壓器。每個植入物組的五個樣品(包括五個未經打壓的BoP樣品)未才直入，^f旦;故用於量化打壓度在具有內直徑為2.0mm的硬塑料管中製備BoP的樣品，在BCC中製備未經植入的TiP樣品。根據通過光學顯微鏡檢查(戈德納染色(Goldnerstaining))由不脫4丐中部皇從向切片確定才黃截面礦4匕的骨基質面積。在溼態表面磨光(polishing)後，通過來自縱向切割的樣品的BEI確定橫截面鈥面積(網格(grid)200、400、,、1200、2400)。骨體積分數以及鈦體積分數根據通過將礦化骨基質面積、鈦面積分別除總體的移植圓筒面積用交互式計算機控制圖象分析進行計算。打壓後，使樣品在滅菌條件下冷凍儲藏(-40°C)並在才直入之前解凍。才直入的室(implantedchamber)之間的平均3巨離為14mm(12-19mm)。在倫理委員會對於動物實-險批准後，對12隻平均重量為47kg(38—59kg)的4背蘭奶山羊(糹戎山羊(CapraHircusSanus))進4亍手術。在手術前，動物一起居住在氣候可控制的房間中(新底面，18-22°C，溼度60%)至少一周，並提供新鮮的乾草、精飼料、果漿以及水。使用戊巴比妥(1200mg)以及異氟烷麻醉山羊。使用縱向切口以乂又向;也暴露脛骨的近端內側幹骺端。在局部的骨力莫切除後(;舌衝企穿孑L器06.0mm,StiefelLaboratoriumGmbH,OffenbachamMain,Germany),固定鑽孔攻絲導塊與k-絲。使用測量裝置用於對切口(mal)與前內側的脛骨平臺之間的距離進行標準化。將六個BCC旋入每個脛骨的位置中，直到六角帽與皮層牢固接觸。使用了一種2.0的單纖絲線用於淺筋膜與皮膚之間的縫合。在植入程序後，動物4妄受了三次皮下注射氨千西4木(AlbipenLA,IntervetInternationalBV，Boxmeer,TheNetherlands)(15mg/kg/48h)。疼痛藥療法由氟尼辛(flunixine)(75mg/24h)三次以及布普林諾啡(0.3mg/12h)兩次構成。在手術後四周(四環素)、八周(4丐黃鄉錄素(calceingreen))、以及十二周(茜素)的隨後的三天中，應用螢光染料，以觀察骨結合(boneapposition)的時間依賴性。在對山羊給藥最後劑量的具有過量戊巴比妥(2,4g)的萏素後一天，殺死山羊。將具有周圍皮質的BCC固定於4%的緩沖福馬林中。三天後，另外再固定內容物。製得平行於室的縱軸的40jjm的連續切片，其中Y吏用三個截面用於組織學的量4匕一個中部截面以及兩個周圍截面(3巨才羊品中心300jLim)。由一人(LW)以一種遞增的0-3等級主觀地對螢光進行分類；0:沒有螢光，1:很少的螢光，某些狹窄帶，2:明顯的螢光，中32等並歹'J帶(appositionband),3:具有寬闊的並列帶的大量螢光。由另外一人(LD)通過光學顯微鏡(戈德納染色(Goldnerstaining))以及交互式計算機控制圖象分析對於骨向內生長的最大距離進4亍量化。將骨向內生長的最大距離限定為骨腔的底部與移植物筒中的新骨之間的最大距離，平行於切片的縱軸進行測量。變量的單變量分析是使用因素山羊、植入位置、以及移植組進行的，以分析組之間在螢光染料分數的差異以及組之間在骨向內生長最大距離的差異。使用柯爾莫哥洛夫-斯米爾諾夫檢驗(Kolmogorov畫Smirnov'stest)以及方差齊寸生才企馬全(Levene'stest)測試變量的異常以及同質性。使用事後T4t瞼(Post-hoct-test,Tukey)以確定多個組之間的差異。使用SPSS9.0進行統計分析(SPSSInc.,Chicago,UnitedStates)。單個TiP的鈦體積分數為26±4%。未打壓的TiP移植物筒(11-14單個顆粒)顯示了略樣i偏小的鈥體積分數。經打壓的樣品由25-30個顆粒構成，並顯示出4太體積分悽t的相應增加。4太顆粒略孩i小於骨顆粒。在BCC中可以打壓大約15-18個骨碎片，得到具有61±9%的骨體積分數的移植物筒。TiP以及BoP的經打壓的移植物筒都非常緻密。經打壓的TiP移才直物筒的縱向4黃截面顯示出在TiP移才直物中部〗叉有非常小的孔(10-50pm)是可見的。在外周處可發現TiP與BCC的內表面之間的稍微大的孔(50-75|um)和開口(圖17)。所有的才直入術都是順利的。一隻山羊在手術五天後死於腸道才炎狀芽孢桿菌感染導致的膿毒症。其中一隻山羊患有單側表面外傷感染，順利癒合。植入後十二周的驗屍X射線顯示皮層增厚以及未改變的才直入位置，沒有4壬何骨折或骨溶解的跡象，對應於良好的固定，並且在BCC的收集過程中未觀察到感染的跡象。在組織學製備過程中，六個移才直物筒^皮損壞，因此不能用作組織學分析(B:兩個樣品，E:四個樣品)。在整個才直入期中，組B和組E中的螢光分it最高。四周後，在所有的移才直組中4義發現4艮少的骨沉積(boneapposition)(在四環素評分中沒有顯著的差異)。四周後，發現組B和組E中的多數焚光活'l"生，與糹且Tc(p<0.05)、糹且Ti以及糹且Tci(p<0.001)^目比，具有顯著更高的鈣黃綠素分數。在植入術結束時，螢光活性降低。與組T(p<0.05)、組Ti以及糹且Tci(p<0.01)相比糹且B和糹且E中的茜素分數顯著更高。多數骨向內生長看來在植入後的八周都已經發生。在八周與十二周之間，同在八周後已經觀察到的骨量相比，骨沉積明顯增加，但骨向內生長距離有較小增加。在組E和組B中，纖維組織的小蓋體在侵入骨之前，在經打壓的骨碎片的移植物筒中形成纖維轉變區域。在所有樣品中，纖維組織穿透TiP的整個移植物圓筒，直至骨腔室的蓋體。骨向內生長前端相當流暢並且在空的BCC以及打壓的BoP中容易確定。然而，生長至TiP中的骨向內生長表現為主要發生在移植物筒的外周，骨形成的某些地點位於移植物筒的更中'"、的部位，尤其位於打壓的TiP的移植物筒體中。選擇骨向內生長最大距離來代替在骨腔室研究中先前使用的平均骨向內生長距離等。十二周後的骨向內生長最大距離在多個組中顯示出大的變化，且TiP中小於打壓的BoP或空的BCC，s中的骨向內生長最大距離。骨向內生長最大距離在組E和組B中最大分另'j是3.6±2.0mmk乂及2.0士1.0mm,p<0.001(表2)。與糹且B(，p弛，而一個杯狀件略糹敬地+>弛。紐織夢為N^f才艮據厚截面(圖21-23)。在所有的樣品中，TiP層已經被結合到宿主骨中(圖24)。骨頭緊密地連接於TiP層的外層上(圖22)。在所有的樣品中，在單個TiP顆粒之間的4交大的空隙中發現新骨的相當多的向內生長(圖23)。if舉逸織形成在多數樣品中，新骨已經到達TiP水泥界面(圖23)。TiP與水泥之間的界面相當的緊密，在多數情況下，在TiP層與水泥之間發現直接連接(圖23)。在某些位置處發現相對薄的纖維組織界面，其通常薄於100微米(圖23)。這基本上小於預期並小於使用骨移植物時的情況。^的7)'舍量手術前的TiP離子含量為大約(ca)0.6PPB。在隨後的時間內，這個含量緩'隄地升高至大約1.0PPB(圖25),其出人意並+地低。在用於測試TCP/HAMCB混合物的才莫型的先前的出X反物中，主要的併發症是髖臼壁的骨折。內側壁的骨折與山羊模型有關。在使用32mm擴孔鑽進行擴孔以產生可再生的空洞缺損(cavitarydefect)後，尤其是在某些具有更小的骨尺寸的山羊中，內側壁;fe薄。在使用TCP/HA的打壓過程中，在這些情況下，薄內側壁斷裂。在該系列中，未^見察到內側壁的穿孔。這可與TiP的打壓性有關，其可導致在內側壁骨上的更加均勻的應力分布。在這個模型中的第二觀察為在先前進行的所有三個研究中，在結合的骨移植物與水泥層之間形成相對厚的界面(ArtsJJ,GardeniersJW,WeltenML，VerdonschotN，SchreursBW,BumaP.Nonegativeeffectsofboneimpactiongraftingwithboneandceramicmixtures.ClinOrthop2005;438:239-247;BumaP，ArtsJJ,GardeniersJW，VerdonschotN,SchreursBW.Noeffectofbonemorphogeneticprotein-7(OP-1)ontheincorporationofimpactedbonegraftsinarealisticacetabularmodel.JBiomedMaterResBApplBiomater2007;SchimmelJW，BumaP，VersleyenD,HuiskesR,SlooffTJ.Acetabularreconstructionwithimpactedmorselizedcancellousallograftsincementedhiparthroplasty:ahistologicalandbiomechanicalstudyonthegoat.JArthroplasty1998;13:438-448)。作為對比，在本研究中，在TiP層與水泥之間不存在纖維組織層或僅存在非常薄的纖維組織層。軟組織界面很可能在解吸MCB的過程中形成。這潛在地導致重塑移才直物層(remodellinggraftlayer)和水泥的弱化。就TiP層而言，TiP水泥層的完整性可通過骨向內生長而增強。通過重塑不應發生弱化，這可解釋關於界面形成的非常有利的結果。最終，Ti含量低於其中使用Ti非水泥移植物的臨床系列中的Ti含量(圖25)。總之，這個動物實驗的結果是有利的。全部重建中發現了骨向現了完好無損的TiP層。本發明絕不限於已經示出並描述的具體實施方式。在權利要求所要求的保護範圍內，許多變形都是可能的。尤其應該注意的是，中，例如用於不同的假體。TiP可例如與BoP和/或CeP進行混合，但優選僅使用TiP。如適用，假體可具有所期望的形狀和尺寸。這些可替代方案也可看成是被所附權利要求的範圍所覆蓋。權利要求1.部件試劑盒，包括-具有至少一個接觸表面的假體或假體部件；-具有內部孔隙的金屬顆粒；-骨水泥。2.根據權利要求1所述的部件試劑盒，其中，顆粒的量足以覆蓋所述至少一個接觸表面，且顆粒的層具有的平均厚度是所述顆粒的平均尺寸的至少一倍，優選1至1(H咅之間，更優選1至4倍之間。3.根據權利要求2所述的部件試劑盒，其中，水泥的量足以覆蓋顆粒的層中的所述顆粒，所述顆粒的層覆蓋所述至少一個4妻觸表面，達至少2mm的深度，<尤選2mm加上一個、滲透至所述顆粒的層達2-Xmm平均距離的滲透距離，其中，X等於在所述顆粒的層中的上限尺寸範圍中的顆粒的直徑。4.根據權利要求3所述的部件試劑盒，其中，所述水泥的量足以的層的至少三分之一。5.根據權利要求1-4的任一項所述的部件試劑盒，還包括一種篩網材#牛，用於覆蓋通過所述顆粒的層在所述至少一個接觸表面上形成的外表面的至少一部分。6.根據權利要求5所述的部件試劑盒，其中，所述篩網使得可通過所述篩網容納所述顆並立。7.才艮據前述權利要求任一項所述的部件試劑盒，還包括用於在骨的口孔中壓緊所述顆粒的工具。8.根據權利要求7所述的部件試劑盒，其中，所述壓緊工具設置有4妾觸部分，所述4妾觸部分具有與所述，￡體的一部分，尤其是與待引入至所述口孔中的所述至少一個接觸表面類似並優選大體相同的構造。9.根據前述權利要求任一項所述的部件試劑盒，還包括用於將所述顆粒引入至骨中的口孔的工具。10.根據前述權利要求任一項所述的部件試劑盒，其中，按體積計，至少50%的所述顆粒具有範圍在lmm至10mm,更具體在2.5mm至7mm之間的平均尺寸。11.根據權利要求10所述的部件試劑盒，其中，基本上所有的所述顆粒具有lmm至10mm,更具體在2.5mm至7mm之間的平均尺寸。12.4艮據前述糹又利要求任一項所述的部件試劑盒，其中，所述顆粒具有40%-90%的平均孔隙率。13.4艮據前述權利要求任一項所述的部件試劑盒，其中，所述顆粒具有足以使所述顆粒粘在一起的表面粗糙度，優選表面粗糙度大於5.5Ra，更伊二選大於6Ra並且甚至更伊C選大於6.3Ra。14.部件試劑盒，其中，所述顆粒是4吏用一種用四氯化鈥(TiCl4)純化鈦的方法形成。15.才艮據前述權利要求任一項所述的部件試劑盒，其中，所述顆粒具有塗層，優選骨傳導性塗層，尤其是包含磷酸鈣或生物活性^皮璃的塗層。16.才艮據一又利要求15所述的部件試劑盒，其中，所述塗層具有0.5至100微米的平均厚度，尤其是包含磷酸鈣的塗層。17.才艮據前述4又利要求〗壬一項所述的部件試劑盒，其中，所述顆粒至少部分;也由4太製成。18.才艮據前述片又利要求任一項所述的部件試劑盒，其中，所述骨水泥選自諸如聚曱基丙烯酸曱酯(PMMA)的丙烯酸酯的組。19.用於根據權利要求1-18任一項所述的部件試劑盒中的鈥顆粒，具有50%至95%的孔隙率以及lmm至10mm的直徑，其中，顆粒優選為骨傳導性的，其中顆粒優選塗覆有選自骨傳導性或骨誘導性塗層的組中的塗層，或包含生物陶瓷、生物玻璃20.用於在體內或體外，在骨或人造骨中固定々I體或其部件的方法，包括步驟-在骨中製備口孔用於接收假體的至少一個接觸表面；-4吏用具有內部孔隙的金屬顆粒至少部分地填充所述口孔和/或所遇到的骨缺損，4吏得所述口孔的至少部分內壁並優選基本上整個內壁覆蓋有所述顆粒的層；-在所述層中的孔內，將壓緊裝置引入至所述顆粒中，並壓緊所述顆粒的層緊靠所述內壁，使得將所述壓緊裝置從所述孔招t回之後，所述孔基本上具有所述4艮體的所述至少一個4妄觸表面的形狀和尺寸；-將骨水泥以及所述至少一個體4妄觸表面引入所述孔中，從而將所述骨水泥推進至所述顆粒的層中，進至所述顆粒中及所述顆粒部分之間；/人而當所述至少一個4妄觸表面位於用於固定的所期望的位置時，所述至少一個4妾觸表面與所述內壁之間的空間填充有所述顆粒的層，並且所述骨水泥被推進至所述層中。21.根據權利要求20所述的方法，其中，從所述至少一個體接觸於所述層的平均厚度的三分之二的平均深度。22.根據權利要求20或21所述的方法，其中，從所述至少一個接觸表面上看，將所述水泥推進至所述顆粒中或所述顆粒之間至不大於1釐米的平均深度，優選小於7.5mm。23.根據權利要求20-22任一項所述的方法，其中，在引入至所述口孔中之前，將所述顆粒浸泡於一種液體中，尤其是一種包含或存在水的液體。24.根據權利要求23所述的方法，其中，在壓緊所述顆粒的過程中，至少部分並優選多於50%的液體從所述顆粒中或從所述顆衝立之間^^齊出。25.根據權利要求20-24任一項所述的方法，其中，在引入所述顆粒的層的至少一部分之前或之後，在所述口孔中i殳置篩網。26.根據權利要求20-25任一項所述的方法，其中，在製備用於接收所述至少一個體4妄觸表面的所迷口孔之前，乂人所述骨中移出假體，留下所述口孔，此後在引入所述顆粒之前，清潔所述口孑L的內壁。27.根據權利要求20-26任一項所述的方法，其中使用多種壓緊裝置來實現壓緊。28.4艮據權利要求20-27任一項所述的方法，其中，所述顆粒緊靠所述內壁以至少25%進4亍壓緊。29.根據權利要求20-28任一項所述的方法，其中，在提供所述顆粒的層之前或過程中，用顆粒填充所述內壁中的空隙和/或口。30.金屬、多孔顆粒以及骨水泥在製備用於固定骨中假體的部件試劑盒中的用途。31.金屬、多孔顆粒在製備用於填充骨缺損的部件中的用途。32.部件試劑盒，包含多孔金屬顆粒以及用於製備填充骨缺損的部件和/或用於在骨中固定假體或其部件的壓緊裝置。33.根據權利要求32所述的部件試劑盒，其中，所述顆粒在液體中，尤其是包含或存在水的液體中浸泡過。34.部件試劑盒，優選地根據權利要求1-18或32-33任一項所述的部件試劑盒，其中，所述壓緊裝置具有縱向，並在一個縱向端i殳置有打壓表面，用於在所述縱向推動所述壓緊裝置，並且至少部分i也呈4,形部分，伊C選端部，在遠離所述打壓表面的方向上呈錐形。35.用於塗覆部件試劑盒的顆粒的方法，1"吏用以下至少一種-仿生〉餘覆，以過飽和溶液塗覆；-等離子體噴塗；或-電化學沉積，優選使用一種鹽溶液浴或電噴塗沉積。全文摘要部件試劑盒，包括具有至少一個接觸表面(24)的假體或假體部件(23)；具有內部孔隙的金屬顆粒(13)；骨水泥(25)；還包括用於部件試劑盒中的鈦顆粒(13)，其中，顆粒(13)優選為骨傳導性的，其中顆粒(13)優選塗覆有選自骨傳導性或骨誘導性塗層的組中的塗層，或包括生物陶瓷、生物玻璃或骨傳導性或骨誘導性的分子或液體或細胞的塗層。文檔編號A61F2/46GK101616643SQ200780049563公開日2009年12月30日申請日期2007年11月12日優先權日2006年11月10日發明者盧卡斯·胡貝特·伯納德·瓦爾斯霍特,威廉·科內利斯·老範特沃特,尼古拉斯·雅各布斯·約瑟夫·貝爾東斯霍特,託馬斯·約翰內斯·約瑟夫斯·許貝特斯·斯洛夫,皮爾·布馬,貝倫德·威廉·施羅伊斯申請人:豐德爾財經公司