(57)【要約】      （修正有）【課題】板厚を可能な限り最小にし、かつ骨用ねじの領域における構造体全高を最小にしつつ、骨用ねじを信頼性高く、容易に固定することができ、しかも骨用ねじの角度の自由度を制約することがないインプラントを提供する。【解決手段】骨用ねじ、とくに多様な軸方向に位置決めできる骨用ねじを、骨接合プレート１または類似のインプラントに、基本的に動かないように、しかしながら容易かつ取り外し可能に固定できるようにするため、受け入れ穴ならびに固定穴４、５が提案され、受け入れ穴が骨用ねじを直接または間接的に保持し、固定穴が骨接合プレートに対しほぼ垂直または受け入れ穴に対してほぼ平行に走っており、穴の領域であって好ましくは穴間に切り欠きが設けられ、この切り欠きが受け入れ穴に対し、固定穴の拡大が受け入れ穴の収縮をもたらすように配置されている。【選択図】図１
2005040586.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ねじ受け穴および固定穴を備え、これらの穴の領域の好ましくはこれらの穴の間に切り欠きを備えている骨接合プレート、または類似の整形外科用インプラントであって、
ねじ受け穴が、骨用ねじを直接または間接的に保持するように指向され、固定穴が、骨接合プレートに対して直角またはねじ受け穴と平行に走っており、
切り欠きが、ねじ受け穴および固定穴に対し、固定穴の拡大がねじ受け穴の収縮を引き起こすように構成されている
骨接合プレート。
【請求項２】
固定穴およびねじ受け穴の外径間の距離が、最も狭い地点において、最大で固定穴の直径、好ましくは最大で固定穴の直径の２分の１であり、さらに好ましくは最大で固定穴の直径の４分の１であり、好ましくは最大２ｍｍであることを特徴とする請求項１に記載の骨接合プレート。
【請求項３】
切り欠きが、骨接合プレートを貫く細長い溝であることを特徴とする請求項１または２に記載の骨接合プレート。
【請求項４】
切り欠きが、固定穴に直接連絡していることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項５】
切り欠きが、本質的に接線として固定穴に連絡していることを特徴とする請求項４に記載の骨接合プレート。
【請求項６】
切り欠きが、ねじ受け穴に直接連絡していることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項７】
切り欠きが、本質的に接線としてねじ受け穴に連絡していることを特徴とする請求項６に記載の骨接合プレート。
【請求項８】
切り欠きが、固定穴およびねじ受け穴を接続していることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項９】
穴の領域、好ましくは穴の間に、追加の切り欠きが設けられていることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項１０】
追加の切り欠きが、プレート薄肉部の付け根において穴間に位置していることを特徴とする請求項９に記載の骨接合プレート。
【請求項１１】
穴間に締付体を備え、締付体が、両方の穴の壁面の一部であることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項１２】
締付体が、切り欠き内を案内されることを特徴とする請求項１１に記載の骨接合プレート。
【請求項１３】
固定穴を拡大するため、固定穴が、先細りのねじ栓がねじ込まれる先細りのねじを有していることを特徴とする前記請求項のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項１４】
固定穴を拡大するため、固定穴が、戻り止め機能を備え固定穴内を案内されるカムを有していることを特徴とする請求項１〜１２のいずれか一項に記載の骨接合プレート。
【請求項１５】
骨接合プレートまたは類似の整形外科用インプラントの球面ねじ受け穴に、骨用ねじを収容するための溝つき球状先細りソケットであって、
球状ソケットのねじ受け穴に対する首振りの最大角度を制限するため、突き出している円環状の鍔を備えていることを特徴とする溝つき先細りソケット。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、骨接合プレート、または類似のインプラント、およびそのようなインプラントのための球状ソケットに関する。
【背景技術】
【０００２】
外科手術においては、骨折によって離れてしまった骨の破片を、支持および／または治療の目的で接合しなければならないという課題にしばしば遭遇する。この目的に、骨接合プレートおよび類似のインプラントが適していることが実証されている。それらは、骨用ねじを受け入れるため、特別に設計されたねじ受け穴を備えている。インプラントは、とくに、肋骨、手首の骨、あるいは距骨などの緻密骨に加え、大小の管状骨の不安定な骨折の固定を目的としている。
【０００３】
そのような汎用のインプラントが多数提案されており、それらは大まかに３つのグループに分けることができる。
【０００４】
まず、力学的圧縮のため、球面または円錐形のねじ座、あるいは球面スライド座を供えた旧来からの骨接合プレートが公知である。これらは、生体適合性の金属で作られた単純な板であり、所与の穴を通して骨へと骨用ねじがねじ込まれる。板の穴は、種々の形状に形作られ、ねじ頭部の中心出しのため、球面または円錐状の丸穴、あるいは球面スライド穴の形態の座ぐりを有している。ねじが骨へと締めこまれたとき、この板が骨に向かって締め付けられ固定される。
【０００５】
このような板−ねじ接続は、横方向の力のほか、ほぼねじの軸方向の引っ張り力のみを許容する。しかしながら、この形式の板−ねじ接続には、角度の安定が存在しない。したがって、旧来の骨接合プレートの使用には、プレートを骨に対して充分しっかりと固定できるようにするため、基本的要件として、骨にねじ込まれたねじに適切な保持強度が必要である。しかしながら、とくに、骨粗鬆症の管状骨の接続部分においては、骨へとねじ込まれたねじで適切な保持力を実現することが不可能なことも多い。その結果、ねじが緩んで骨の破片が傾いてしまい、埋め込みが失敗に終わることがある。
【０００６】
さらに、ねじの軸が一方向に固定されている板−ねじ接続が公知であり、骨用ねじが、骨接合プレートの穴を、その構造によってあらかじめ決められている或る角度で通過して、骨へとねじ込まれる。これらの穴は、このあらかじめ決められた角度でねじが骨接合プレートへと固定されるように設計されている。これにより、関節付近の骨折の場合に、緻密骨の破片であっても、板を骨に対して固定することなく骨接合プレートに対して一定の角度で保持することができる。このようにして、骨膜を好都合に保護することができる。このようなインプラントは、米国特許第５，０５３，０３６号明細書、米国特許第６，４６８，２７８号明細書、および独国特許出願公開第４３４１９８０号明細書から公知である。
【０００７】
しかしながら、ねじの軸が一方向に固定されている板−ねじ接続には、骨接合プレートを骨に対してきわめて正確に位置決めしなければならないという欠点がある。プレートのごくわずかな位置ずれが、ねじの位置ずれを引き起こしかねず、修正することができない。
【０００８】
最後に、ねじを多様な軸方向に固定できる板−ねじ接続が、米国特許第５，０５３，０３６号明細書、仏国特許出願公開第２，７９０，１９８号明細書、米国特許第５，９５４，７２２号明細書、米国特許第５，５２０，６９０号明細書、および米国特許第５，６０７，４２６号明細書から公知である。ここでは、骨用ねじが骨接合プレートの穴を通って骨へと、或る自由度の範囲の中で選択される或る角度でねじ込まれる。当然ながら、ねじの角度は当初の段階では固定されておらず、ねじとプレートの穴との間に位置するロック可能な溝つき先細りソケットによって、あらかじめ設定された角度で固定される。溝つき先細りソケットの外表面、および／またはねじの頭部の外表面は、自由な角度変位を可能にするため、球形状を有している。
【０００９】
溝つき先細りソケットなしで自由な角度変位を実現するための別の手法が、ヴォルター（Ｗｏｌｔｅｒ）、シューマン（Ｓｃｈｕｅｍａｎｎ）、ザイデ（Ｓｅｉｄｅ）によるチタン製万能固定具（Ｔｈｅ  Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ  Ｔｉｔａｎｉｕｍ  Ｆｉｘａｔｏｒ）；外傷性障害、職業的疾病（Ｔｒａｕｍａ  Ｂｅｒｕｆｓｋｒａｎｋｈｅｉｔｅｎ［Ｔｒａｕｍａ、Ｏｃｃｕｐａｔｉｏｎａｌ  Ｄｉｓｅａｓｅｓ］）  １、３０７−１９（１９９９）に記載されている。工具によって穴にねじ山が切り屑を発生させることなく形成され、次いで、骨用ねじがこの穴を通してねじ込まれる。しかしながら、ねじの最終的方向は、ねじ山が形成されたとき遊びなく決定されてしまう。
【００１０】
公知のインプラントについて、基本的に、骨に引っ張り力を加えることができるものと、単に骨にねじ止めされているだけのものとに区別されなければならない。数多く指摘されているとおり、骨折箇所においては、骨の各破片をプレートの形状によって前もって定められた解剖学的に正しい位置に位置させるべく、骨用ねじを骨接合プレートへと目標どおりの方法で締め付けて、骨の破片を固定することが重要である。前述の実施の形態において、これは米国特許第５，５２０，６９０号明細書によるインプラント、および、きわめて類似した米国特許第５，６０７，４２６号明細書によるインプラントでのみ可能である。しかしながら、これらで提案されているインプラントは、その設計ゆえ、ねじの頭部の領域において構造的に高さが比較的大であり、とくに柔組織による被覆が期待しにくい場合、適用範囲が限られてしまう。
【００１１】
任意の方向に骨用ねじを固定するため、第１のプレートが骨に接するとともにねじ受け穴に骨用ねじを多様な軸方向で受け入れることができる構成であって、ねじ受け穴が骨用ねじの頭部に対応した寸法にされ、骨用ねじの頭部が第１のプレートの上方へ骨と反対側に向かって突き出している構成が、欧州特許出願公開第０２０１０２４号明細書に開示されている。骨用ねじを締めこんだ後、外側プレートがこの突き出している頭部に置かれ、第１のプレートに向かってねじで締め付けられる。この文書の記載によれば、外側プレートを通して骨用ねじの頭部が押されて、骨用ねじの頭部と第１のプレートとの間に摩擦による係止が生み出され、方向が堅固に定まった接続が生み出されるとのことである。しかしながら、ここでも、その設計ゆえ、構造的に高さが比較的大きくなることを避けることができない。さらに、この設計は比較的複雑であり、したがって製造するのに高くつく。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明の目的は、板厚を可能な限り最小にし、かつ骨用ねじの領域における構造体全高を可能な限り最小にしつつ、骨用ねじを大いに信頼性高く、しかしながら容易に固定することができ、しかも骨用ねじの角度の自由度を制約することがなく、すなわち特定の種類のインプラントで可能な従来からの用途を妨げることがないインプラントを設計することにある。或る種のインプラントの従来からの用途の例には、とくに、骨接合プレートを骨に対してしっかりと締めることができ、その結果骨と骨接合プレートとの間の確実な固定が実現できるよう、骨用ねじが骨へとねじ込まれたときに、骨に対して引っ張り力を発揮することができる能力も含まれていなければならない。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
この目的は、ねじ受け穴および固定穴を備えており、ねじ受け穴が、骨用ねじを直接または間接的に保持するように指向され、固定穴が、骨接合プレートに対して直角、またはねじ受け穴と平行に走っている骨接合プレートまたは類似の整形外科用インプラントによって達成される。切り欠きが、前記穴の領域、好ましくは穴の間に、ねじ受け穴および固定穴に対し、固定穴の拡大がねじ受け穴の収縮を引き起こすように配置されている。
【００１４】
骨用ねじの直接保持とは、骨用ねじとねじ受け穴との間に溝つき先細りソケットが配置されておらず、二者が直接接触していることを意味するものと解釈される。一方、間接的に保持される場合、骨用ねじが固定ねじへと挿入され、これが続いてねじ受け穴に着座する。
【００１５】
ねじ受け穴は、自由径によってねじ受け穴の寸法が小さくなったときに、収縮したと称される。とくに、ねじ受け穴が当初の円形でなくなってしまってもよく、自由径にあるねじ受け穴を元々満たしていた骨用ねじおよび／または溝つき先細りソケットが、本質的に半径方向の対応する変形にさらされ、その結果、対応する大きな摩擦による係合でねじが保持される。
【００１６】
固定穴の拡大は、固定穴の少なくとも一部が最初の状態と比べて半径方向に広がったときに生じる。あくまで例であるが、例えば、固定ねじおよび固定穴の少なくとも一方が円錐形の設計を有しているときに、固定穴を、固定ねじをねじ込むことによって広げることを想像してみるとよい。
【００１７】
切り欠きは、プレートを曲げに対して弱くするためのプレートの断面の変化、またはプレートの材料の変化であってよく、すなわち、平面の慣性モーメントおよび／または弾性係数を、プレートの他の領域とくには近接する領域に比べて小さくする。したがって、断面が均一であるとき、切り欠きは、プレートを構成する金属と同一面にした弱い材料からなる部材であってもよい。もちろん、プレート材料の断面を減らすことは、平面の慣性モーメントに直接影響し、製造も容易である。切り欠きを設けることにより、すなわちプレート本体を意図的に弱体化させることにより、固定穴の変形の影響範囲をこの弱体化の方向へとねらいどおりに導くことができ、結果、ねじ受け穴にきわめて大きい変形、すなわちきわめて大きい収縮を引き起こす。加えて、プレートの他の部分の変形を可能な限り小さくでき、したがって、プレートの破損の恐れをこれ以上ない範囲まで防止できる。変形によるねらいどおりの変位は、とくに切り欠きが穴と穴の間にあるときに観察される。また一方、固定穴の領域に切り欠きを設けても、所望の形式の大きな変形を生み出すことができる。
【００１８】
本発明により、ねじ受け穴において実現される締付け力は、いくつかの寸法を適切に設計することにより、従来技術で公知の締付け力よりも大きくなる。この点で、この進歩的なインプラントの使用者は、最初にプレートおよび／または骨用ねじを優れた精度の調節で位置決めするために、そして必要であれば、骨用ねじを締め込むことによって骨をインプラントへと締め付けるために、ねじ受け穴のくぼみの中の骨用ねじを独立して締めることができるという特長を活用できる。骨用ねじが最終的に所定の位置に固定されたとき、使用者は、骨またはプレートに対して所定の位置にある骨用ねじに、変位を生じさせる可能性があるいかなる直接的な力も加えてはならない。代わりに、本発明によれば、使用者は、きわめて大きな締付け力であっても、これを容易かつ非直接的に加えることが可能である。さらに、骨用ねじの固定におけるこの進歩的な特長は、骨用ねじの向きとは無関係である。これは、とくに多様な軸方向に設定できるねじにとって、大きな利点である。
【００１９】
プレートの上方からの接近が可能である場合、使用者が固定穴に挿入された固定用部材にきわめて容易に手を伸ばすことができる。これは、固定穴が、プレートの骨とは反対を向いている表面に対して本質的に垂直に走ることによって実現される。固定穴が本質的に直角に配置されず、代わりにプレートの表面に対して斜めの角度にある場合、固定穴の軸がねじ受け穴の軸と少なくとも本質的に平行に走っていると好都合かもしれない。
【００２０】
締付け力をより正確に調節することができ、締め込んであるねじを問題なく再び緩めることができるように、固定穴の拡大が弾性的であるとともに、ねじ受け穴の収縮も同様に弾性的であることが推奨される。とくに、拡大した固定穴の影響範囲においては、塑性変形が生じるべきでない。
【００２１】
これにかかわらず、好ましい実施の形態においては、固定穴およびねじ受け穴の外径間の距離が、最も狭い地点において、最大で固定穴の直径であり、好ましくは最大で固定穴の直径の２分の１であり、さらに好ましくは最大で固定穴の直径の４分の１であり、好ましくは最大２ｍｍであるよう、固定穴が対応するねじ受け穴に近接して配置される。これにより、ねじ受け穴は、変形自体が固定穴からさらに遠く、プレートの広すぎる範囲へと広がり、局所的変形がきわめて小さい寸法のみになってしまう前の、固定穴から生じる変形の影響範囲に位置することになる。
【００２２】
骨用ねじ、および随意で設けられる溝つき先細りソケットの効果的な固定に必要なねじ受け穴および固定穴の変形を実現するため、ねじ受け穴および固定穴の両者が、プレートの切り欠きと直接連絡することが、とくに提案される。とくに効果的な切り欠きは、プレートの断面を貫く溝である。
【００２３】
好ましい実施の形態において、切り欠きは、ねじ受け穴および固定穴を互いに接続するように配置されている。ここで、切り欠きを、ねじ受け穴および固定穴の中心間の接続軸について対称に配置してもよい。しかしながら、切り欠きが、ねじ受け穴および固定穴の外径の領域で、ねじ受け穴および固定穴の両者を本質的に接線のように通過すると、より効果的である。このねじ受け穴と固定穴の間に残された狭い薄肉部は、片側に付け根を有している。このような薄肉部は、少しの力を加えることで、固定穴からねじ受け穴へと変形させることができ、結果、骨用ねじおよび随意で設けられる溝つき先細りソケットを固定するために必要なねじ受け穴の収縮が得られる。
【００２４】
ここで述べた効果は、ねじ受け穴と固定穴との間に位置する薄肉部の付け根の領域に追加の切り欠きを設けることによって、さらに大きくなる。このような追加の切り欠きは、薄肉部の付け根における平面の慣性モーメントを小さくする。この結果、ねじ受け穴と固定穴との間に位置する薄肉部を、切り欠かれずに残っている付け根の部分を中心として、より容易に変形させることができる。
【００２５】
ねじ受け穴の収縮を、固定穴とねじ受け穴の間に、滑走具や可動の締め顎など、可動の締付体を設けることによって、きわめて効果的に達成することもできる。ここで、可動の締付体が、両方の穴の壁の一部であると好都合である。可動の締付体が固定穴の中心から遠ざかると同時に、主たる締付力が、締付体を横断してねじ受け穴へと伝わる。可動の締付体は、切り欠き内を案内されるのが好ましく、この切り欠きが、２つの穴を連絡してもよい。
【００２６】
ねじ−板接合は、多様な軸方向に固定可能なねじがねじ受け穴の軸からの偏向角度が大きい状態で固定されたとき、後に緩んでしまう危険性が大きい。したがって、骨接合プレートまたは類似の整形外科用インプラントに設けられた球面ねじ受け穴に骨用ねじを収容するための球状溝つき先細りソケットであって、円環状の鍔が突き出している球状溝つき先細りソケットが、好都合に提案される。このような円環状の鍔は、ねじ受け穴の軸に対して、球状溝つき先細りソケットの軸に与えることができる最大角度を制限する。これにより、使用者にきわめて自然に視覚的および触覚的に限界を知らせることができる。したがって、プレートおよび／または球状溝つき先細りソケットの製造者は、認可の際に或る角度について試験をおこない、使用を、これらの角度に厳格に制限する手段を得たことになる。
【００２７】
以下、本発明を、いくつかの実施の形態を例示した添付の図面に基づき、詳細に説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
図１および２の骨接合プレート１は、２つの球面ねじ受け穴２、３、および２つの固定穴４、５を有しており、２つの固定穴４、５は、先細りのねじ穴の形状であって、軸がねじ受け穴２、３と平行に走っている。２つの球面ねじ受け穴２、３はそれぞれ、溝状の切り欠き６、７によって、固定穴４、５の１つへと接続されている。溝状の切り欠き６、７は、それぞれの穴の間に位置している。
【００２９】
球状ソケット８が、球面ねじ受け穴２に、正確かつ回転可能に嵌まっており、全方向に回転可能である。球状ソケット８は、溝９を有しており、この溝９により球状ソケット８はわずかに変形することができる。さらに、球状ソケット８は中央に円筒形の穴を有しており、この穴に、半分が断面で示されている骨用ねじ１０が回転および変位可能に挿入され、遊びなしまたは遊びありで着座している。
【００３０】
球状ソケット８の上端には、環状の鍔１１が設けられており、基本的に自由に選択できるねじの軸の首振り運動を、所望の範囲内に構造的に制限している。
【００３１】
六角の差し込み口１３を有する短円錐形のねじ栓１２が、固定ねじとして固定穴４にねじ込まれている。先細りのねじ栓１２を固定穴４へとねじ込むことで、薄肉部１４が球面ねじ受け穴に向かって押され、骨接合プレート１、球状ソケット８、および骨用ねじ１０が、相互に締め付けられる。これにより、先細りのねじ栓１２がしっかりと締められたとき、骨用ねじ１０は、プレート１に対してあらかじめ設定した首振り位置で、角度、軸、および回転について安定に固定される。
【００３２】
とくに大きな固定モーメントを加えるため、球面穴２と球状ソケット８の間の接触面が粗い表面であると、摩擦係数が増加して好都合である。
【００３３】
図において、球面ねじ受け穴３は空である。球面ねじ受け穴３は、球状ソケット１５を収容するためのものであり、球状ソケット１５は球状ソケット８と同じ設計を有しているが、図ではまだ球面ねじ受け穴３と別に置かれている。球状ソケット１５は、ねじ受け穴３へと、図中の矢印の方向に挿入される。このようにするため、球状ソケット１５は、球状ソケット１５の最大径が球面ねじ受け穴の上縁を通過できる程度まで、溝１６の狭窄をともなって圧縮されなければならない。挿入後、球状ソケット１５は、圧縮が緩められて跳ね広がり、球面穴３内に回転可能に正確に案内され、回転の限界は円環状の鍔１７によってのみ規制される。
【００３４】
図では、固定穴５も空である。図ではまだ別に置かれている先細りのねじ栓１８（栓１２と同一である）が、固定穴５へと図中の矢印の方向にねじ込まれ、薄肉部１９を球面ねじ受け穴３に向かって変形させる。
【００３５】
先細りのねじ穴の代わりに、カム、好ましくは戻り止めを備えた脱着式のカム、あるいはその類似品を使用することもできる。
【００３６】
図３に示した第２の骨接合プレート２０は、固定穴２１が、先細りのねじ穴として中央に具現化されており、２つのねじ受け穴２２、２３が、固定穴２１に対して対称に配置されている。２つのねじ受け穴２２、２３はそれぞれ、溝状の切り欠き２４、２５によって固定穴２１へと直接接続されている。溝状の切り欠き２４、２５は、細長く延びており、それぞれが直接かつ接線のように固定穴２１に接続されている。先細りのねじ栓が固定穴２１へとねじ込まれたとき、２つの薄肉部２６、２７が、それぞれねじ受け穴２２、２３に向かって押される。
【００３７】
このようにして、２つの骨用ねじを１つの固定ねじによって固定することができる。しかしながら、このやり方は、ねじ受け穴が両方とも満たされていることを前提とする。しかしながら、そのようにするために、他にはなんら機能を有していない単にねじ受け穴を満たすための充填部材を用意することができる。
【００３８】
図４に示した第３のプレート２８においては、ねじ受け穴２９が、溝状の切り欠き３１によって固定穴３０へと直接、ほぼ接線のように接続されている。さらに、追加の切り欠き３２が穴間に設けられ、固定穴３０にのみつながっているが、この追加の切り欠き３２により、プレート２８の薄肉部３４の付け根３３において、平面の慣性モーメントを減らして、小さな力を加えるだけで薄肉部３４をねじ受け穴２９に向かって変形させることができる程度にまで、プレートの断面が弱められている。
【００３９】
図５に示した第４のプレート３５は、頚椎の領域に主要な固定をもたらすことができ好ましい。多様な軸角度で固定ができるねじ受けについて、種類の異なる２つの変形例が、例としてＨ型のプレート３５の上部および下部に示されている。上方の部分に配置された２つの球面ねじ受け穴３６、３７は、まっすぐな溝状の切り欠き３８で互いに接続されている。固定穴３９は、この切り欠きに対して対称に配置されている。固定穴３９は、２つの溝状の切り欠き４０、４１を有しており、これらが、溝状の切り欠き３８と平行に配置されている。前述のとおり、球状ソケットが、ねじ受け穴３６、３７へと挿入される。長さの短い先細りの固定ねじを固定穴３９へとしっかりと締めこむことで、薄肉部４２がＨ型プレート３５の上側端部に向かって曲げられ、その結果、溝状の切り欠き３８および２つのねじ受け穴３６、３７が圧縮される。このようにして、用いられている球状ソケットおよび骨用ねじが、プレート３５に高い信頼性で固定される。
【００４０】
プレート３５の下方の部分には、２つのねじ受け穴４３、４４、およびこれらに対して対称な固定穴４５が設けられている。２つのねじ受け穴４３、４４、および固定穴４５は、Ｔ字型の切り欠き４６によって相互に接続されている。固定穴は、さらに、２つの短い追加の切り欠き４７、４８を有しており、薄肉部５１、５２の付け根４９、５０を狭くして、平面の慣性モーメントを小さくしている。
【００４１】
図６に示した第５のプレート５３は、やはり球面ねじ受け穴５４および先細りのねじ穴５５を有しているが、それぞれが約半分としてのみ設計されている。それぞれが約半分として設計されたねじ受け穴５４および固定穴５５の間に、可動摺動形式の締付体５６のため、摺動案内が設けられている。締付体５６は、プレート５３に、図中の矢印の方向に前後に移動可能に案内されている。
【００４２】
溝を有する締付体は、一端に、ほぼ半分が形成された球面ねじ受け穴５７を有し、この球面ねじ受け穴５７がねじ受け穴５４と一致するように設計されており、他端に、ほぼ半分が形成された円錐形の固定ねじ山５８を有し、この固定ねじ山５８が、先細りのねじ５５のねじの送りと一致するように設計されている。ねじ栓または先細りのねじ栓をしっかりと締めこむことにより、固定穴５５、５８の直径が広げられ、溝を有する締付体５６が、ねじ受け穴５４へと挿入されている球状ソケット（図示せず）に向かって図中の矢印の方向に移動し、結果、プレート５３内のねじをきつく締め付ける。
【００４３】
図７および８に示した第６のプレート５９は、やはり球面ねじ受け穴６０を有している。溝状の切り欠き６１が、ねじ受け穴６０の側方に配置されている。溝状の切り欠き６１を横切って、ねじ穴６２が設けられており、ねじ穴６２は、溝状の切り欠き６１の片側にねじ６３を有し、反対側に、滑り穴６４およびねじ頭部のための座ぐり６５が設けられている。
【００４４】
骨用ねじ６７が球状ソケット６６に挿入され（図８では図示されていない）、得られたユニットは、球状ソケット６６の円環状の鍔６８によって構成される限界まで、自由に回転可能である。
【００４５】
プレート５９を走るねじ穴６２へと挿入される固定ねじ６９（図８には示されていない）は、円柱形の頭部を備える六角ソケットねじとして設計されている。この固定ねじ６９を締め込むことによって、溝状の切り欠き６１およびさらに結果としてねじ受け穴６０が狭められ、したがって、ねじ６７、溝つきソケット６６およびプレート５９の確実な着座が確保される。
【００４６】
図９に示した第７のプレート７０は、橈骨遠位端の領域における骨折を安定化させるために、好ましく使用される。３つの球面ねじ受け穴７１、７２、７３、および先細りのねじ穴として設計された対応する３つの固定穴７４、７５、７６が、プレート７０の幅広部分に設けられており、溝状の切り欠き７７、７８、７９によって一体に接続されている。締め付けについては、すでに詳細に説明したとおりである。
【００４７】
旧来のねじの頭部を収容するため、球状の座ぐりを備える２つの旧来からの丸穴８０、８１、および同様に設計された長穴８２が、プレート７０の細くなっている部分に配置されている。
【図面の簡単な説明】
【００４８】
【図１】第１の骨接合プレートの部分断面側面詳細図であり、２つの球面ねじ受け穴、これらに近接する２つの固定穴、固定された骨用ねじ、別置きされている溝つき先細りソケット、および別置きされている固定ねじが示されている。
【図２】図１に示した第１の骨接合プレートの上面詳細図である。
【図３】切り欠き溝によって直接連絡している１つの固定穴および２つのねじ受け穴を備える第２の骨接合プレートの上面詳細図である。
【図４】固定穴を備え、固定穴が切り欠き溝を介してねじ受け穴に連絡するとともに追加の切り欠きを備えている第３の骨接合プレートの上面詳細図である。
【図５】第４のＨ型骨接合プレートへの展開を示した上面図であり、２つの異なる固定穴−ねじ受け穴構成が示されている。
【図６】第５の骨接合プレートの上面詳細図であり、プレート中で固定穴とねじ受け穴の間で案内される溝を有する締付体を備えている。
【図７】第６の骨接合プレートの部分断面側面詳細図であり、骨用ねじが、ねじ受け穴内の溝つき先細りソケットに固定され、固定ねじが、ねじ受け穴に対して直角かつプレート表面と平行に走る固定穴内にある。
【図８】図７の詳細図のプレートの上面概略図である。
【図９】第７のＴ型骨接合プレートへの展開を示しており、類似の配置を有する３組の固定穴、ねじ受け穴および切り欠き溝を備えている。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【外国語明細書】
OSTEOSYNTHESIS PLATE OR COMPARABLE IMPLANT PLUS BALL SOCKET
This invention relates to an osteosynthesis plate or a comparable implant plus a ball socket for such an implant.
A problem frequently encountered in orthopedic surgery is that bone fragments which have been separated due to a fracture must be joined together for the purpose of support and/or healing. Osteosynthesis plates and comparable orthopedic implants have proven suitable for this purpose. They have specially designed receiving bores to receive bone screws. The implants are intended in particular for fixation of unstable fractures of large or small tubular bones as well as compact bones such as vertebral bones, wrist bones or ankle bones.
Numerous implants of the generic type in question have been proposed; they can be divided into roughly three groups: 
First, traditional osteosynthesis plates with a spherical or conical screw seat or a spherical sliding seat for dynamic compression are known. These are simple plates made of a biocompatible metal into which bone screws can be screwed through predetermined holes in the bones. The holes in the plates are shaped in different forms and have countersunk bores in the form of spherical or conical round bores or spherical sliding holes for centering the screw heads. When the screw is tightened in the bone, the plate is tightened and secured against the bone.
Such plate-screw joints allow almost exclusively the transfer of tensile forces in the direction of the screw axis as well as transverse forces. However, there is no angular stability with this type of plate-screw joint. Therefore, the elementary prerequisite for the use of traditional osteosynthesis plates is an adequate gripping strength of the screw thread in the bone, which makes it possible to secure the plate tightly enough against the bone. In particular in osteoporosis and in the joint area of tubular bones, however, it is often impossible to achieve adequate holding forces of the screw thread in the bone. Then the screws may become loosened and the bone fragments may become tilted, resulting in failure of the implant.
In addition, there are known monoaxially stable plate-screw joints, where bone screws are screwed into the bone through bores in the in the osteosynthesis plate at a certain angle that is predetermined by the structure. These bores are designed so that the screws are secured in the osteosynthesis plate at this predetermined angle. This makes it possible to hold even compact bone fragments at a fixed angle in relation to the bone plate in the case of periarticular fractures without having to secure the plate against the bone. The periosteum is advantageously protected in this way. Such implants are known from U.S. Patent 5,053,036, U.S. Patent 6,468,278 B1 and German Patent DE 4341980A1, for example.
However, one disadvantage of the monoaxially stable plate-screw joint is that the osteosynthesis plate must be aligned very accurately on the bone because of the fixed plate-screw angle. Even minor misalignment of the plate can cause misalignment of the screws that cannot be corrected.
Finally, various embodiments of polyaxially stable plate-screw joints are known from U.S. Patent 5,053,036, French Patent 2,790,198, U.S. Patent 5,954,722, U.S. Patent 5,520,690 and U.S. Patent 5,607,426. The bone screws here are screwed into the bone through bores in the osteosynthesis plate at an angle that can be selected within certain limits of freedom. Since the screws do not naturally have any angular stability at first, they are secured at the previously set angle by means of lockable split taper sockets, which are between the screw and the bore in the plate. The outside surface of the split taper socket and/or the outside surface of the screw head has a spherical shape to ensure free angular mobility.
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With the known implants, a fundamental distinction must be made between those that can exert tensile forces on the bone and those that are merely screwed into the bone. With many indications, it is important for the fracture position to secure the bone fragment by tightening the bone screw against the osteosynthesis plate in a targeted manner to thus achieve an anatomically correct position of the respective bone fragments predetermined by the shape of the plate. Of the embodiments cited, this is possible only with the implants according to U.S. Patent 5,520,690 and the very similar U.S. Patent 5,607,426. However, the implants proposed there have a relatively great structural height in the area of the screw head due to the design, so that the use spectrum is limited, in particular in cases of unfavorable soft tissue coverage.
For fixation of bone screws in any directions, European Patent 0201024A1 discloses an arrangement in which a first plate is in contact with the bone and receives a bone screw polyaxially in a receiving bore, whereby the receiving bore is dimensioned in relation to the head of the bone screw so that the head projects above the first plate toward the side facing away from the bone. After tightening the bone screw, a cover plate is to be placed on this projecting head and tightened by screwing it against the first plate. Due to the pressure of the head of the bone screw through the cover plate, this creates a frictional engagement between the head of the bone screw and the first plate, causing a directionally rigid connection according to the statements in this document. Here again, however, a relatively great structural height is unavoidable due to the design. Furthermore, this design is relatively complicated and is therefore expensive to manufacture.
The object of the present invention is to design an implant  without restricting the freedom in the angle of the bone screws  i.e., without restricting the conventional use of a particular type of implant  so that the bone screws can be secured particularly reliably and nevertheless easily with the smallest possible plate thickness and the smallest possible total structural height in the area of the bone screws. An example of a conventional use of a type of implant should also include in particular the possibility of being able to exert tensile forces on the bone when the bone screw is screwed into the bone so that the osteosynthesis plate can be tightened against the bone and thus a secure fixation between the bone and the osteosynthesis plate can be achieved.
This object is achieved by an osteosynthesis plate or a comparable orthopedic implant with a receiving bore and a clamping bore, whereby the receiving bore is oriented for holding a bone screw directly or indirectly, and the clamping bore runs essentially perpendicular to the osteosynthesis plate or parallel to the receiving bore. A recess is arranged in the area of the aforementioned bores, preferably between the bores, in relation to the receiving bore and to the clamping bore such that widening of the clamping bore causes a constriction of the receiving bore.
Directly holding the bone screw is understood to mean that no split taper socket is arranged between the bone screw and the receiving bore, but instead the two are in direct contact. When it is held indirectly, however, the bone screw is inserted into a clamping screw, which in turn sits in the receiving bore. 
The receiving bore is referred to as constricted when a free diameter reduces the size of the receiving bore. In particular, the receiving bore may lose its formerly round shape, so that even a bone screw and/or a split taper socket which originally fills out the receiving bore in its free diameter undergoes a corresponding deformation  essentially radially  whereupon a correspondingly great frictional engagement holds the screw. 
A widening of the clamping bore occurs when at least a part of the clamping bore is enlarged radially in comparison with the original state. Imagine, purely as an example, a widening, for example, by screwing a locking screw into a clamping bore, when at least one of the components has a conical design.
A recess may be any change in cross section or material in the plate which weakens the plate with respect to bending, i.e., in which the planar moment of inertia and/or the E-modulus is reduced in comparison with an area otherwise present in the plate or a neighboring area in particular. If the cross section is uniform, a recess may therefore also be an element comprising a weaker material that is flush with the metal of the plate. Of course, a reduction in the cross section of the plate material that has a direct effect on the planar moment of inertia is easier to manufacture. A recess, i.e., a controlled weakening in the body of the plate, directs the area of influence of the deformation at the clamping bore in the direction of the weakening in a targeted manner, so there is a particularly great deformation, i.e., resulting in a particularly great constriction, at the receiving bore. In addition, other areas of the plate undergo as little deformation as possible, and thus the risk of breakage of the plate is prevented to the best possible extent. Targeted deflection of the deformation is observed in particular when the recess is between the bores. However, even a recess in the area of the clamping bore can cause great deformation of the desired type.
The clamping forces achieved at the receiving bore through this invention are greater by several dimensions with a suitable design than the holding forces known in the state of the art. To this extent, the user of the inventive implant can utilize the independent tightening possibility of the bone screw in the receiving bore well to align the plate and/or the bone screws initially with excellent precision adjustment and, if necessary, to tighten the bone against the implant by tightening the bone screws. When the bone screws are finally secured in place, the user must then not apply any direct forces on the bone screws that could cause displacement of the bone screws in their position with respect to the bone or the plate. Instead, this invention makes it possible for the user to easily and indirectly apply even very great clamping forces. Furthermore, the inventive possibility of securing the bone screws is independent of the particular alignment of the bone screws. This is a great advantage, in particular with screws that can be set polyaxially.
The user can reach a clamping element inserted into a clamping bore especially well if it is accessible on the top side of the plate. This is accomplished by the fact that the clamping bore runs essentially perpendicular to the surface of the plate facing away from the bone. If a receiving bore is not arranged essentially at a right angle but instead is at an oblique angle in relation to the surface of the plate, it may be advantageous if the clamping bore with its axis runs at least essentially parallel to the axis of the receiving bore.
To be able to adjust the clamping force more accurately and to be able to loosen tightened screws again with no problem, it is also proposed that with elastic widening of the clamping bore, the constriction of the receiving bore is also elastic. In particular, there should not be any plastic deformation in the area of influence of the widened clamping bore.
Regardless of this, in a preferred embodiment the clamping bore is arranged next to the respective receiving bore such that the distance between the outside diameters of the clamping bore and the receiving bore at its narrowest amounts to at most one clamping bore diameter, preferably at most one-half of a clamping bore diameter, especially preferably at most one-fourth of a clamping bore diameter, preferably at most 2mm. This ensures that the receiving bore will be in the area of influence of the deformation emanating from the clamping bore, before the deformation has distributed itself too much over the area of the plate with a further distance from the clamping bore and the local deformation assumes only very small dimensions.
In order to achieve the deformations of the receiving bore and the clamping bore that are necessary for effective clamping of a bone screw and a split taper socket which is optionally provided, it is proposed in particular that both the receiving bore and the clamping bore shall communicate directly with a recess in the plate. An especially effective recess is a slot passing through the cross section of the plate.
In a preferred embodiment, a recess is arranged so that it joins the receiving bore and the clamping bore to one another. The recess here may be arranged symmetrically with the connecting axis between the midpoints of the receiving bore and the clamping bore. However, a recess which passes essentially tangentially through both the receiving bore and the clamping bore in the area of its outside diameter is more effective. A narrow web which remains here between the receiving bore and the clamping bore has a base on one side. Such a web can be bent from the clamping bore to the receiving bore with little application of force, thus yielding the constriction of the receiving bore required for securing the bone screw and a split taper socket which may optionally be provided there.
The effect described here is further intensified by an additional recess in the area of the base of the web located between the receiving bore and the clamping bore. Such an additional recess reduces the planar moment of inertia at the base of the web. The web located between the clamping bore and the receiving bore can thus be bent more easily around the remaining base.
A constriction of the receiving bore can also be accomplished especially effectively by providing a movable clamping body, such as a slide or a movable clamping jaw, between the clamping bore and the receiving bore. It is advantageous here if the movable clamping body is part of the walls of both bores. The main clamping force then flows over the movable clamping body to the receiving bore as soon as the clamping body is at a greater distance from the axis of the clamping bore. The movable clamping body is preferably guided in a recess, whereby this recess may connect the two bores.
The screw-plate joint is at high risk of becoming loosened subsequently when polyaxially securable screws are secured in deviation at too large an angle from the bore axis of the receiving bore. Therefore, a ball split taper socket is advantageously proposed to accommodate a bone screw in a spherical receiving bore of an osteosynthesis plate or a comparable orthopedic implant, said socket having a protruding circular ring collar. Such a circular ring collar limits the maximum angle by which the axis of the ball split taper socket can be pivoted toward the axis of the receiving bore. This provides for the user a visual limit as well as a haptic limit, which can be taken into account quite naturally. The manufacturers of the plate and/or the spherical split taper socket thus have a means of testing certain angles during approval and limiting usage strictly to these angles.
This invention is explained in greater detail below on the basis of the drawings, in which multiple exemplary embodiments illustrate
Figure 1      a detail in a partially sectional side view of a first osteosynthesis plate with two spherical receiving bores, two neighboring locking bores, a secured bone screw, a separate split taper socket and a separate locking screw,
Figure 2      a detail of the first osteosynthesis plate from Figure 1 in a top view,
Figure 3      in a top view a detail of a second osteosynthesis plate with a clamping bore and two receiving bores connected directly by recess slots,
Figure 4      in a top view a detail of a third osteosynthesis plate with a clamping bore, which is connected via a recess slot to a receiving bore and at the same time has an additional recess,
Figure 5      in a top view a development of a fourth H-shaped osteosynthesis plate with two different clamping bore-receiving bore arrangements,
Figure 6      in a top view a detail of a fifth osteosynthesis plate with a slot-shaped clamping body in the plate guided between a clamping bore and a receiving bore,
Figure 7      in a partially sectional side view, a detail of a sixth osteosynthesis plate with a secured bone screw in a split taper socket in a receiving bore and a locking screw in a clamping bore running perpendicular to the receiving bore and parallel to the surface of the plate,
Figure 8      a schematic top view of the plate from the detail from Figure 7, and
Figure 9      a development of a seventh T-shaped osteosynthesis plate with three similar arrangements of clamping bore, receiving bore and Recess slot.
The osteosynthesis plate 1 in Figures 1 and 2 has two spherical receiving bores 2, 3 and two locking bores 4, 5 in the form of tapered threaded bores with the axes of the bores running parallel to the receiving bores 2, 3. Each of the two spherical receiving bores 2, 3 is connected to one of the locking bores 4, 5 through a slot-shaped recess 6, 7. The slot-shaped recesses 6, 7 are between the respective bores.
The ball socket 8 is fits accurately and rotatably in the spherical receiving bore 2 and is pivotable in all directions. The ball socket 8 has a slot 9, which permits a slight deformation of the ball socket 8. In addition, the ball socket 8 has a central cylindrical bore into which the half-cut bone screw 10 is inserted rotatably and displaceably in clamping seating or play seating.
At its upper end, the ball socket 8 has a circular ring collar 11 which limits the otherwise freely selectable swiveling movement of the screw axis to the desired extent structurally. 
A short conical thread pin 12 with a hexagon socket 13 is screwed as a locking screw into the clamping bore 4. By screwing the tapered thread pin 12 into the clamping bore 4, a web 14 is pressed toward the spherical receiving bore, so that the osteosynthesis plate 1, the ball socket 8 and the bone screw 10 are tightened against one another. When tapered threaded pin 12 is tightened firmly, this results in an angularly, axially and rotationally stable fastening of the bone screw 10 with respect to the plate1 in the previously set swivel position of the bone screw 10. 
For application of particularly high fastening moments, it is advantageous if the contact surfaces have a rough surface structure between the spherical bore 2 and the ball socket 8, which thereby increases the coefficient of friction.
The spherical receiving bore 3 is empty. It serves to receive the ball socket 15, which is still separate and is of the same design as the ball socket 8. The ball socket 15 is inserted into the receiving bore 3 in the direction of the arrow. To do so, it must be compressed with constriction of a slot 16 to such an extent that its largest diameter can pass by the upper edge of the spherical receiving bore. After insertion of the ball socket 15, it is relaxed again and springs apart accordingly, so that it is pivotably guided accurately in the receiving bore 3, bordered only by a circular ring collar 17.
The clamping bore 5 is also empty. The tapered threaded pin 18, which is still separate (and is identical to pin 12), is screwed into the clamping bore 5 in the direction of the arrow, so that a web 19 is bent toward the spherical receiving bore 3.
A cam, preferably detachable with self-locking or something comparable may also be used instead of a tapered threaded bore.
The clamping bore 21, embodied centrally as a tapered threaded bore, and the two receiving bores 22, 23 that are symmetrical to it are arranged in the second osteosynthesis plate 20 in Figure 3. The two receiving bores 22, 23 are each connected directly to the clamping bore 21 via a slot-shaped recess 24, 25. The slot-shaped recesses 24, 25 are elongated and each is connected directly and tangentially to the clamping bore 21. When a tapered threaded pin is screwed into the clamping bore 21, two webs 26, 27 are each pressed toward the receiving bores 22, 23. 
In this way, two bone screws can be secured by a locking screw. However, this presupposes that both receiving bores are filled. To do so, however, a filling element may be provided; without having any other function, this filling element would merely fill a receiving bore.
In the third plate 28 in Figure 4, the receiving bore 29 is connected directly to the clamping bore 30 via the slot-shaped recess 31, essentially tangentially. In addition, the extra recess 32 arranged between the bores is connected only to the clamping bore 30, but it weakens the cross section of the plate at the base 33 of a web 34 of the plate 28 to such an extent that the web 34 can be bent toward the receiving bore 29 by applying little force because of the reduced planar moment of inertia. 
The fourth plate 35 in Figure 5 preferably provides central stabilization in the area of the cervical vertebrae. Two different variants of screw receptacles with polyaxially stable angles are shown as examples in the upper and lower parts of the H-plate 35. Two spherical receiving bores 36, 37 arranged in the upper section are interconnected by a straight slot-shaped recess 38. A clamping bore 39 is arranged symmetrically with the recess. The clamping bore 39 has two slot-shaped recesses 40, 41, which are arranged parallel to the slot-shaped recess 38. As described above, ball sockets are inserted into the receiving bores 36, 37. By securely tightening a short tapered locking screw into the clamping bore 39, a web 42 is bent toward the upper edge of the H-plate 35, thereby constricting the slot-shaped recess 38 and the two receiving bores 36, 37. In this way, the ball sockets and bone screws used are secured reliably in the plate 35.
There are two receiving bores 43, 44 in the lower section of the plate 35 as well as a clamping bore 45 symmetrical with them. The two receiving bores 43, 44 and the clamping bore 45 are interconnected by a T-shaped recess 46. The clamping bore also has two short extra recesses 47, 48, which narrow the bases 49, 50 of webs 51, 52 and thus reduce the planar moment of inertia. 
The fifth plate 53 in Figure 6 again has a spherical receiving bore 54 and a tapered thread bore 55, but each is only designed as approximately a half. Between the receiving bore 54 and the clamping bore 55, each designed as approximately half, a sliding guide is provided for a movable slide-type clamping body 56, which is movably guided forward and backward in the plate 53 in the direction of the arrow.
The slot-shaped clamping body has on one end an approximately half-formed spherical receiving bore 57, which is designed to be congruent with the receiving bore 54, and on the other end it has an approximately half-formed conical clamping thread 58, which is designed to be congruent with the thread flights of the tapered thread 55. By securely tightening a threaded pin or a tapered thread pin, the diameter of the clamping bore 55, 58 is enlarged and the slot-shaped clamping body 56 is shifted in the direction of the arrow toward a ball socket, which is inserted into the receiving bore 54 (not shown), which in turn results in tight clamping of the screw in the plate 53.
The sixth plate 59 in Figures 7 and 8 again has a spherical receiving bore 60. A slot-shaped recess 61 is arranged laterally to it. Across the slot-shaped recess 61 there is a screw receptacle 62, which has a thread 63 on one side of the slot-shaped recess 61 and on the other side has a sliding hole 64 and a screw head receptacle 65. 
A bone screw 67 is inserted into a ball socket 66 (not shown in Figure 8), where the resulting unit is freely pivotable up to the limit formed by the circular ring collar 68 on the ball socket 66. 
A locking screw 69 (not shown in Figure 8) inserted into the screw receptacle 62 running in the plate 59 is designed as a hexagon socket screw with a cylindrical head. By tightening the locking screw 69, the slot-shaped recess 61 and consequently also the receiving bore 60 are narrowed, thus ensuring a secure seating of the screw 67, the slotted socket 66 and the plate 59. 
The seventh plate 70 in Figure 9 is preferably used for stabilizing bone fractures in the area of the distal radius. Three spherical receiving bores 71, 72, 73 and three respective locking bores 74, 75, 76 designed as tapered threaded bores are provided in the widened section of the plate 70 and are joined together by slot-shaped recesses 77, 78, 79. The clamping has already been explained in detail.
Two traditional round holes 80, 81 with spherical countersunk bores to accommodate traditional screw heads and a similarly designed elongated hole 82 are arranged in the thin part of the plate 70.      
PATENT CLAIMS
1.            An osteosynthesis plate or a comparable orthopedic implant with a receiving bore and a clamping bore, where the receiving bore is oriented for holding a bone screw directly or indirectly and the clamping bore runs essentially perpendicular to the osteosynthesis plate or parallel to the receiving bore, and with a recess in the area of the bores, preferably between the bores, which is arranged in relation to the receiving bore and to the clamping bore so that a widening of the clamping bore causes a constriction of the receiving bore.
2.            The osteosynthesis plate according to Claim 1, characterized in that the distance between the outside diameters of the clamping bore and the receiving bore at its narrowest point amounts to at most one clamping bore diameter, preferably at most one-half of a clamping bore diameter, especially preferably at most one-fourth of a clamping bore diameter, and preferably at most 2 mm. 
3.            The osteosynthesis plate according to Claim 1 or 2, characterized in that the recess is an elongated slot through the osteosynthesis plate.
4.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized in that the recess is connected directly to the clamping bore.
5.            The osteosynthesis plate according to Claim 4, characterized in that the recess is connected essentially tangentially to the clamping bore.
6.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized in that a recess is connected directly to the receiving bore.
7.            The osteosynthesis plate according to Claim 6, characterized in that the recess is connected essentially tangentially to the receiving bore.
8.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized in that the recess connects the clamping bore and the receiving bore.
9.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized by an additional recess in the area of the bores, preferably between the bores.
10.            The osteosynthesis plate according to Claim 9, characterized in that the additional recess is located between the bores at the base of a plate web.
11.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized by a clamping body between the bores, where the clamping body is part of the walls of both bores.
12.            The osteosynthesis plate according to Claim 11, characterized in that the clamping body is guided in a recess.
13.            The osteosynthesis plate according to any one of the preceding claims, characterized in that for widening the clamping bore, it has a tapered thread into which a tapered threaded pin is screwed.
14.            The osteosynthesis plate according to Claims 1 through 12, characterized in that for widening the clamping bore it has a cam with a self-locking effect guided in the clamping bore.
15.            A ball split taper socket for receiving a bone screw in a spherical receiving bore in an osteosynthesis plate or a comparable orthopedic implant, characterized by a protruding circular ring collar for limiting a maximum angle by which the ball socket can be pivoted with respect to the receiving bore.
ABSTRACT OF THE DISCLOSURE:
To be able to secure a bone screw, in particular one that can be aligned polyaxially, especially fixedly and nevertheless easily and detachably in an osteosynthesis plate or a comparable implant, a clamping bore is proposed in addition to a receiving bore, whereby the receiving bore holds a bone screw directly or indirectly, and the clamping bore runs essentially perpendicular to the osteosynthesis plate or parallel to the receiving bore, and with a recess in the area of the bores, preferably between the bores, being arranged in relation to the receiving bore in such a way that widening of the clamping bore results in a constriction of the receiving bore.
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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