专利名称：固定植入物的制作方法根据本发明现有技术，如果发生十字韧带破裂，大部分情况下使用韧带移植物，韧带移植物的末端连接在预钻进股骨的一个孔中和预钻进胫骨的一个孔中。在大多数情况下，通过所谓的干涉螺钉进行韧带移植物的连接。干涉螺钉通常是设置外螺纹的不同外径的圆锥形逐渐变细的骨螺钉。使用此类干涉螺钉将韧带移植物(大多数情况下是腱)固定在预钻孔的骨床中。在这种情况下，通过骨中孔的壁和干涉螺钉之间的夹持进行韧带移植物的固定。干涉螺钉一般是筒状，从而当旋入骨时，扭矩可沿着钉的整个长度转移。使得防止了过多的钉入阻力引起干涉螺钉断裂。除金属干涉螺钉之外，同时已知有由生物可相容 塑料制得的干涉螺钉，其也可以是可再吸收的。在韧带移植物的固定中，为了消除十字韧带断裂，过度地强烈推挤可损伤移植的腱。另外，移植的腱具有机械性松弛的特性，可使得干涉螺钉或可替代的夹具固定件(例如板和螺钉)的夹持力减小，结果腱可再从骨床中滑出。腱具有光滑的粘稠度。为了在骨床中固定此光滑的腱，干涉螺钉和此类固定元件配置有固位肋。对于干涉螺钉来说，外螺纹已经表现了该功能。当夹持在骨床中时，很大的力施加于腱上，另外所述力集中于螺纹的边缘或固位肋的边缘。结果，其可导致腱的损伤。为了抵消此类损伤，已经提出具有圆形螺纹边缘的干涉螺钉。然而，后者的缺点在于，它们不能提供足够的相对于腱的固位，并且常常不能在骨孔的边界壁上形成足够的形状接合固定。事实上，键比骨更柔软；然而，相对于旋入骨床的干涉螺钉，其提供特定的压缩，比骨自身更大的阻力。这可使得，为了克服该增加的阻力，当旋入干涉螺钉时，外科医生施加过大的旋入扭矩。结果，除了腱，周围的骨也可能受到损伤。腱是粘弹性组织，当维持压力一定时间时，体积可适应。这引起待固定的移植物的体积缩小，从而减小了所使用的固定元件的夹持力；并且其引起固定元件和腱之间的松弛。由于上述问题，可能发生外科医生必须将比要钻孔的骨管直径更大的干涉螺钉旋入骨管，即使腱的一端处于骨管中也要进行。尤其在老年患者中该方法可能是必需的，老年患者的骨质不再提供足够的支持。由于骨和腱的显著移位，具有较大直径的干涉螺钉之后可导致骨和腱在某一点上移位至钻孔中或者从其中离开，这一点不再对应于解剖学上期望的插入点。只有在成功愈合的情况下，骨中可不必要保留大的孔，在可再吸收螺钉材料的情况下，常常仅随瘢痕组织愈合而不是随骨质。腱损伤、腱体积减小、骨扩张和仍然较弱固定的组合可引起腱和干涉螺钉或相同固定元件之间的松弛，并且导致不可靠的移植物固定。最后这甚至可导致治疗的失败。在US 5，084，050 (Draenert)中，描述了骨针形式的固定元件。随时间的过去，在与体液接触后，设计成中空体的骨针在其移植后展现出一定的膨胀特性，由此其外径增加。骨针用于将金属骨螺钉附着于骨组织中。因此，在骨针的内部提供螺纹结构。骨针的外部轮廓设置圆形肋或由球面组成的结构，用于尽可能保护周围骨质。对于在骨针的外壁和骨质之间固定韧带移植物，US 5，084，050中描述的固定元件很不合适，因为后者由于骨针的圆形外部轮廓而仅仅不足地夹持。作为固定元件的另一个可能的应用，在US 5，084，050中描述了骨针内韧带-骨柱状物的固定，其中随后骨向内生长。在任选地一侧封闭的中空骨针膨胀后，针对金属螺钉或骨柱状物的中央容纳孔基本上封闭。然而，在这种情况下，很少或不产生向外的压力。在US 2008/0167717 (Trieu)中，描述了由骨-固定板和骨螺钉组成的组合。骨螺钉可具有一定区域，该区域可在与体液接触后膨胀以通过增大该区域的外径而实现骨-固定板和骨螺钉之间的紧密连接。在该文献中没有提及骨床中韧带移植物在骨钉外部与骨中孔的壁之间的夹持固定。在US 6，152，949 (Bonutti)中描述了所谓缝合锚的多种变体实施方案。缝合锚是圆柱形固定元件，其在骨或软组织中锚定从而用与锚相连的线固定肌肉组织。在缝合锚中线一般延伸穿过轴向孔。另外，所述缝合锚也可产生自在与体液接触后膨胀的材料。对于骨床中韧带移植物的夹持固定，缝合锚不合适。
本发明的目的是提供用于将韧带移植物等固定至骨或其中的固定元件，其最初将移植物固定，并且即使移植物的体积收缩仍维持韧带移植物上的夹持压力。该目的及其他相关目的通过固定植入物实现，所述固定植入物具有在权利要求I中所述特性以用于在骨上或其中紧密固定韧带移植物等。本发明的其他开发结果以及有利的和优选的变体实施方案是从属权利要求保护的对象。根据本发明的固定植入物尤其用于在骨组织上或其中紧密固定韧带移植物。它具有长形本体，该长形本体具有一个设置在一端的前端，所述固定植入物至少局部地由可扩张材料组成，植入后所述可扩张材料在周围骨质上施加扩张压力。该本体具有外壁，其至少局部地配置成具有基本上横向于纵向延伸而延伸的外形。在其后端上，本体配置有针对插入工具的啮合装置，或者其在中央容纳部中具有针对扩张体的开口。可扩张材料基本上沿着整个本体的纵向延伸布置。配置有外形的区域可受到可扩张材料的压力加载以使得所述本体外径增加。通过具有基本上沿着其本体的整个纵向延伸布置的可扩张材料的固定植入物，将尽可能均匀的压力施加至韧带移植物和围绕固定植入物的骨结构。压力从一开始就产生，即在插入固定植入物后立即产生，并且即使骨中的容纳孔变大仍保持。因此，根据本发明的固定植入物具有自我再调整功能。可扩张材料确保了扩张压力和再调整功能，所述可扩张材料可包括，例如有弹性地可压缩的生物可相容塑料。本发明的一个可替代的变体实施方案表明可扩张的材料包括可在与体液接触后膨胀的材料。在引入骨中的容纳孔后固定植入物已经立即将压力施加至韧带移植物和周围的骨结构，并且由于其自我再调整功能，固定植入物的外径可保持得相对较小。结果，只需在骨中产生相对小的容纳孔，其对愈合过程具有有利的影响。例如，固定植入物的外径为约5mm至10_。通过利用尽可能薄的固定植入物的开口几何外形,减少了所使用的材料的量；同时，由于骨和瘢痕组织可通过间隙生长，也促进了韧带移植物的向内生长。通过从一开始就产生的扩张压力，在骨和韧带移植物之间实现了促进大表面向内生长的尽可能大的接触表面。根据本发明的固定植入物还可布置成在韧带移植物(例如腱)自由端在其内部。之后，从而将所装载的移植物挤压入骨中的容纳孔。通过固定植入物的扩张压力和自我调整作用，韧带移植物挤压在骨壁上的所有侧面，由此实现促进向内生长的特别大的接触表面。在本发明的一个变体实施方案中，进行固定植入物的再调整，其中所使用的材料膨胀。在这种情况下，可使用可再吸收的或非可再吸收的聚合物。研究显示，例如将磷酸钙添加至高分子聚丙交酯(200，OOOgmol)引起40周的恒定体积增加。磷酸钙导致渗透差异，从而引起水的吸收。因此，在固定植入物中产生的压力引起其膨胀。当使用IOmol^磷酸三钙时,体外试验中在37°C时2周后体积增加了 3%，10周后增加了 13%和24周后增加了几乎25%。体内研究显示，当仅加入1%磷酸钠时,2周后可实现体积增加13%，6周后增加30%和28周后增加约100%。在55°C的升高温度下的加速体外研究显示添加IOmol % 磷酸钠早在10天后就引起体积增加100%，而在相同时期中在没有添加剂的情况下同一聚丙交酯仅发生4%的体积增加。例如，通过骨组织的反压力引起较小的膨胀。因此，根据本发明的固定植入物在早期时间点时已经开始具有自我调整功能并膨胀，可扩张材料优选包括具有分子量< 100, 000g/mol的可再吸收聚合物。使得，当值下降到低于该分子量限时，聚合物的强度显著地非常快速的减小。这可用分子运动性的增加来证明。研究还显示，L/D比率约为70/30的聚丙交酯从约20周开始体积显著增加。在来自外消旋的D，L-丙交酯的聚丙交酯的情况下，体积早在10周后就开始增加。这大约对应于值下降到低于约100，000g/mol分子量的时间点。在本发明的另一个变体实施方案中，根据本发明的固定植入物由数层可扩张的材料组成，一方面其可实现最初的固定，另一方面其可通过自我调整实现随后的压力支持。这可通过例如将孔引入固定植入物而实现，由此可控制液体吸收和膨胀行为。生物可相容的可扩张材料还可由非可再吸收材料制得。例如，它可能是非再吸收水凝胶或装满盐的垫，其通过渗透作用吸收液体并膨胀。还有可能使用可扩张材料和非可扩张材料的组合。因此，在本发明的又一个变体实施方案中，固定植入物的外部部分由具有防滑外部轮廓的比较硬的壳组成，而所述固定植入物的核心区域由可扩张的相对软的材料制得。这里，还可使用纺织材料。固定植入物的可扩张材料，尤其与例如硅氧烷或其他软的组分连接的可扩张材料，除了压力荷载之外，无法机械性地承受沉重荷载。因此，本发明的变体实施方案提供可扩张的材料，其以可最优施加压力的方式布置在固定植入物上。例如，在其内部可有沿着固定植入物的长度延伸的区域。为了控制膨胀行为和膨胀速度，所用的可膨胀材料布置成不可渗漏到外部但体液可穿透进入其内部的形式。在本发明的一个变体实施方案中，装入可膨胀材料的外壳由多孔材料制得，所述多孔材料例如磷酸钙、PEEK、聚丙交酯、聚乙交酯等。然而，多孔性还可通过较小的洞、孔或毛细管来实现。因此，体液可进入内部以形成可膨胀材料，然而，后者本身保持收集在壳内。在本发明的另一个变体实施方案中，可膨胀材料由机械抗性的液体可渗透的生物可相容的膜所围绕。为了防止随时间可扩张材料向外膨胀太多，本发明的另一个变体要求设计具有变化的膨胀行为的可扩张材料或要求设置扩张的梯度。例如，当使用硅氧烷中的盐或聚氨酯中的盐时，可在可膨胀材料深处提供较高比例的盐(例如，按体积计40至80百分比)，而在可扩张材料的表面提供较低比例的盐(例如，按体积计O至10百分比)。因此，可膨胀材料的内部扩张相对更多，并且实现了力在整体上更均匀分布。同时，可扩张材料由此被保持在原位。在本发明的另一个变体实施方案中，根据本领域现有技术公知的并且具有约5mm至IOmm外径的干涉螺钉的类型设计固定植入 物。然而，与本领域现有技术的干涉螺钉不同，后者具有实心本体而不是筒状。在其后端，模制了由形状接合的非可扩张材料组成的盖板，其中形成具有扭矩传递表面的啮合装置。例如，啮合装置是已知的Torxx或交叉槽容纳部，其深度少于固定植入物轴长的1/4。具有干涉螺钉形式的固定植入物整体由例如聚-D，L-丙交酯组成，并且L-丙交酯与D-丙交酯的比率为85/15。该材料的分子量< 100，OOOg/mol并且具有约10% (w/w)比例的磷酸钠。在引入骨中的容纳孔之后，植入物立刻开始吸收体液，并且开始膨胀过程。固定移植物的反压力和周围的骨抵消了体积的增加。如果固定植入物坍塌，则反压力降低，那么固定移植物进一步膨胀。经过I至2年的过程，固定移植物完全分解。然而，到那时，一开始通过夹持所支持的韧带移植物的向内生长过程早已完成。根据本发明的固定植入物的一个可替代的变体由两个外肋半壳组成，它们通过内部楔形物向外挤压。通过在固定植入物和骨壁之间的夹持来固定韧带移植物。半壳由具有70% L-丙交酯和30% D-丙交酯比例且分子量约为200，000g/mol的纯聚_D，L_丙交酯组成。楔形物由分子量< 100，000g/mol的聚丙交酯共乙交酯组成,其与> 50% (w/w)磷酸三钙(TCP)混合。高含量的TCP使得体液在楔形物中快速扩散，因此其快速膨胀。这导致推动半壳彼此分离，从而导致固定植入物的自我再调整作用。楔形物在约6至9个月内分解，半壳在约2年内分解。参照附图，本发明的其他优势和变体实施方案遵循以下实施方案的描述。图示中并未按比例绘制图I示出干涉螺钉形式的本发明固定植入物的第一实施方案；图2a和2b示出相对于图I改进的本发明第二实施方案的两个视图；图3a和3b示出干涉螺钉形式的本发明第三实施方案的两个视图；图4a和4b示出以干涉螺钉设计为例的本发明第四实施方案的两个视图；图5不出相对于根据图4的实施方案改进的固定植入物的一个变体实施方案；图6示出设计为干涉螺钉的处于植入状态的固定植入物的另一个实施方案；图7不出具有壳部分和楔形物的固定植入物的一个实施方案；图8示出相对于根据图7的实施方案改进的固定植入物的另一个实施方案；图9示出设计用于固定数个韧带移植物的固定植入物的另一个实施方案；图10示出固定植入物的另一个实施方案；图11至15示出固定植入物的另一些变体实施方案的截面；图16和图17示出根据本发明的固定植入物的两个其他变体实施方案的截面；图18示出固定植入物的另一个变体实施方案的后端的视图；和图19示出根据图18的固定植入物的透视图。

图11至15示出用于本发明固定植入物的另外配置的截面，其各自以附图标记51表示。实施方案的共同特征是包含结构支架的本体52，在图中示为灰色，由非可扩张材料组成，其具有放射状可扩张区域53，至少放射状毗连区域54 (在图中用白色指出的区域)，所述至少放射状毗连区域54局部地填充有可扩张材料。可扩张材料可以是弹性可压缩材料和/或可在与体液接触后膨胀的材料。本体52的非可扩张载体材料由例如聚丙交酯(PLA)组成。放射状可扩张区域53设计成类似壳区块，并轴向连接至本体52外周的一侧。每个所示实施方案在其后端具有针对插入工具的中央容纳部56。容纳部56可从后端区域延伸进入本体52的内部。在本体52的外壁上，外形不再更详细地描绘，如可设计例如螺纹、棱、尖刺、心轴等，从而韧带移植物可被更好地支持，并且骨中的固定植入物可找到更好地锚定。图11示出具有连接至外周上一侧的两个翼样壳区块53的固定植入物51。壳区块53毗连在外周方向上延伸并在本体52中提供的槽54，槽轴向延伸穿过本体52。由于槽54中布置的扩张材料所发挥的扩张压力，翼样壳区块53放射状地向外挤压。 图12所示固定植入物51很大程度上对应于根据图11的实施方案。在这种情况下，4个翼样壳区块53连接至中央本体52，其通过在槽54中布置的扩张材料放射状地向外挤压。图13示出具有3个翼样壳区块53的固定植入物51，而在图14中，显示了只有I个翼样壳区块53的固定植入物51，其沿着本体52的整个外周几乎以弧形延伸并毗连填充有可扩张材料的弧形槽54。图15示出具有2个系列的同心布置的壳区块53、55的固定植入物51的实施方案，在不同情况下，其通过弧形槽54、58彼此分隔开并与本体52的支持结构支架分离。继而，在槽54、58中布置有可扩张材料。在本体52中布置的用于插入工具的容纳部表示为附图标记56。图16所示固定植入物的实施方案以整体附图标记61表示。其具有本体62，本体62由两个半个壳62a、62b组成，以未更详细描绘的方式彼此连接。半个壳62a、62b由非可扩张材料例如聚丙交酯(PLA)组成以及通过沿对角线延伸并填充有可扩张材料的纵向槽64彼此分隔开。可扩张材料可以是弹性可压缩材料或可在与体液接触后膨胀的材料。由于可扩张材料的扩张压力，两个半个壳62a、62b被挤压而分开，通过这种方式使固定植入物61的外径增加至期望的程度。在本体62的后部区域凹进的用于插入工具的容纳部66具有根据所示实施方案的I的形状。图17中以截面所示的固定植入物的另外的实施方案以附图标记71表示。其具有由非可扩张材料例如PLA组成的本体72，本体72由三个壳区块72a、72b、72c构成，以未更详细描绘的方式彼此连接。壳区块72a、72b、72c通过对角线延伸并填充有可扩张材料的三个纵向槽74彼此分隔开。扩张材料的扩张压力挤压三个壳区块72a、72b、72c，使得随着外径的扩大放射状分开。在后端区域，本体72具有用于插入工具的容纳部76，容纳部76为三臂星的形状，在三臂星上具有以直角延伸在其上的叶片。星形容纳部76的三个臂相对于纵向槽74以约60°偏移布置，从而它们大约穿过各自壳区块72a、72b、72c的中心。图18示出固定植入物的另一个实施方案的后端的视图，其在很大程度上对应于基于截面图的图13所示的固定植入物。因此，所示的固定植入物继而以整体附图标记51表示。正如图13中所指出的实施方案，该固定植入物51也具有放射状可移动的连接至本体52的三个翼样壳区块53。在本体52和翼样壳区块53之间,在不同情况下，区域54为嵌入式，其可至少局部地填充有可扩张材料。在所示的实施方案中，例如，并非整个区域54填充可扩张材料。更确切地，容纳可扩张材料的凹槽59嵌入在区域54中。为了更清楚起见，没有显示可扩张材料。可扩张材料可以是弹性可压缩材料和/或可在与体液接触后膨胀的材料。本体52的非可扩张载体材料由例如聚丙交酯(PLA)组成。在其后端，固定植入物51具有用于插入工具的中央容纳部56。中央容纳部56从后端区域延伸进入本体52的内部。在翼样壳区块53的外壁上，设计了螺纹部分，使得韧带移植物可被更好地支持，并且骨中的固定植入物可找到更好地锚定。图19示出根据当用作定向时朝向正面部分视图的图18的固定植入物51的透视图。轴向连接至本体52的壳样片段在每种情况下表不为53。壳样片段53和本体52之间的区域设置附图标记54。为更清楚起见，继而不显示可扩张材料。固定植入物51的正面部分设计成呈圆锥形一起延伸并具有某种钻头。在壳样区块53的外部上模制的螺纹部分清楚可见。在本体52和壳样区块53之间区域54中提供的用于容纳可扩张材料的凹槽显 示为59。壳样区块53以弹性方式连接至固定植入物51的本体52。结果，后者可在插入固定植入物51期间一起被挤压。由于可扩张材料，例如由于可在与体液接触后膨胀的材料，具有螺纹部分的壳样区块53向外挤压吸收材料的壁。作为可扩张材料，例如，使用可在与体液接触后膨胀的材料。在这方面实例为可膨胀的水凝胶，特别是得自例如Osmed GmbH,Hartheim, Germany的基于甲基丙烯酸甲酯和N-乙烯基卩比咯烧酮的共聚物。对于大多数部分，以在与体液接触后膨胀的材料为例，在图I至图19中表征了本发明的变体。为替代可膨胀材料，也可使用弹性可压缩材料或甚至可发泡材料。在这方面，实例是聚氨酯、聚硅氧烷、聚烯烃、软聚氯乙烯、合成橡胶、热塑性弹性体和其他聚合物，如在“Elastomers for Biomedical Applications,，，J Biomater Sci Polym Ed. 1998 ；9 (6)561-626 或在“Encyclopedia of Biomaterials and Biomedical Engineering, ^ffnek,G.和 Bowlin，G.编，Marcel Dekker, Inc.，ISBN-10 :0824755561 中描述的，关于可用的材料的其内容同此声明是本公开的完整组成。还可使用弹性可压缩和/或可发泡的和/或可膨胀的材料的组合。用于根据本发明的固定植入物的材料是生物可相容的和可以是可再吸收的或非可再吸收的。非可再吸收的聚合物可以是所有的生物可相容的聚合物，例如聚乙烯、聚丙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚醚酮、聚醚醚酮、聚氯乙烯、聚碳酸酯、聚酰胺、聚酰亚胺、聚苯乙烯、聚丙烯酰胺、聚丁二烯、聚四氟乙烯、聚氨酯、聚硅氧烷弹性体、聚醚醚酮、聚砜、聚醚酰亚胺、聚乙酸酯、聚对苯、对苯二甲酰胺、聚硅氧烷和碳或玻璃纤维增强复合材料。以尤其适合的方式，水凝胶也可以是自然或合成来源，其通过吸收水而不溶解来膨胀，例如，聚2-羟乙基-甲基丙烯酸酯(PHEMA)。可再吸收的或部分可再吸收的聚合物可以是聚羟基酯、聚原酸酯、聚酸酐、聚二噁烷酮、聚磷腈、聚羟基脂肪酸酯、聚丙烯富马酸酯、聚酯酰胺、聚乙烯富马酸酯、聚丙交酯、聚乙交酯、聚ε-己内酯(PCL)、聚三亚甲基碳酸酯、聚磷腈、聚磷酸酯、聚乙烯醇、聚马来酸
(b)或聚马来酸酯、聚对二氧环己酮和上述的共聚物、修饰物或混合物。例如，乳酸酯/乙交酯共聚物、乳酸酯/四亚甲基乙交酯共聚物、乳酸酯-三亚甲基碳酸酯共聚物、乳酸酯/α -戊内酯共聚物、乳酸酯/ ε -己内酯共聚物、聚缩酚酸肽(甘氨酸-DL-乳酸酯共聚物或乳酸酯/环氧乙烷共聚物)，或者，可来自聚羟基脂肪酸酯的组，例如，PHB[聚羟基丁酸酯]或PHB/PHV[聚羟基丁酸酯/戊酸酯]。另外与乙烯基聚合物的混合物或共聚物也是合适的，例如，基于聚β -马来酸、月旨肪族聚酰胺、脂肪族聚氨酯，例如由聚乙二醇(PEG) 二醇或聚己酸内酯二醇和二异氰酸酯组成的聚氨酯，多肽例如合成多聚氨基酸和聚α-氨基酸，例如聚β-赖氨酸或聚谷氨酸苄酯，聚氨酯-二醇糖氨聚糖、多糖例如葡聚糖衍生物、甲壳素或壳聚糖衍生物或透明质酸酯、海藻酸盐、明胶或纤维素衍生物、改性蛋白质例如部分交联胶原或纤维蛋白，或者改性碳水化合物聚合物。 为了匹配弹性或膨胀行为，聚合物可与软化剂混合，所述软化剂，例如来自同一聚合物的单体或寡聚物，来自生物可相容的软化剂例如乙酰柠檬酸三丁酯、柠檬酸等。还可使用所谓的超级吸收剂，其能够吸收自身重量数倍(多至1000倍)的液体(在大部分情况下是水或蒸馏水)。化学上，在现有技术中，超级吸收剂是由丙烯酸(C3H4O2)和丙烯酸钠(丙烯酸的钠盐，NaC3H3O2)组成的共聚物。 为了增加材料的膨胀性或仅为了使得可以膨胀，在大部分情况下可将颗粒或纳米颗粒形式的亲水性物质添加至聚合物中。这些颗粒产生了渗透作用。该可能的物质在大多数情况下是盐，例如，氯化钠，也是磷酸钙，例如，一水磷酸一钙、无水磷酸一钙、二水磷酸二钙、无水磷酸二钙、磷酸四钙、正磷酸钙、焦磷酸钙、α-磷酸三钙、磷酸三钙，磷灰石，例如，羟基磷灰石、硫酸钙、硫酸钠、磷酸钠等。上述实施方案的共同特征为它们在其插入骨中的容纳孔后立即(即，从一开始)增加其外径，因此对周围骨质施加压力。在这种情况下通过不超过5MPa的扩张压力来进行材料的选择。优选地，将固定植入物设计成具有低的弹性可压缩性。结果，一方面，促进固定植入物插入骨孔中，另一方面，在不依赖于由于液体吸收和驻留所致膨胀和直径增加的情况下，确保在骨孔中锚定和从一开始的韧带移植物的夹持固定。


本发明提供的固定植入物尤其用于在骨组织上或其中紧密固定韧带移植物等。它具有长形本体，所述长形本体具有前端用于施用和至少在一些区域由可扩张材料组成，植入后所述可扩张材料在周围骨质上施加扩张压力。所述本体具有外壁，所述外壁至少在一些区域提供有基本上横向至纵向范围延伸的外形。在其后端所述本体具有用于插入工具的啮合装置或其在扩张体的中央凹部中具有开口。所述可扩张材料基本上沿着所述本体的整个纵向延伸布置。所述可扩张材料可通过所述本体的外径增加来施加压力。