CN103415264B - 用于骨固定的植入系统 - Google Patents

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Abstract

一种在整形外科中用于骨固定的植入系统(10)包括髓内钉(12)和联接单元(14)。所述髓内钉具有中间侧、横向侧和定义了纵向轴线的近端部分(20)。所述近端部分包括定义了大致平行于近端部分的纵向轴线的第一轴线的钻孔(46)和配置成容纳骨紧固件(16)的横向钻孔(26)。所述联接单元(14)可移动地布置在近端部分的所述钻孔内，且包括在髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处的一个或更多的骨紧固件接合构件(56)。

Description

用于骨固定的植入系统
技术领域
本发明公开内容整体上涉及用于整形外科手术的植入系统。具体地，本发明公开内容涉及用于诸如股骨的骨头的内部固定的髓内钉。
背景技术
股骨骨折通常发生在股骨颈和转节区域中。通常，转节和次转节股骨骨折当前用髓内钉来治疗，该髓内钉具有用于容纳骨紧固件的横向钻孔，诸如通常设置成拉力螺钉的形式的股骨颈螺钉。髓内钉被装配在股骨的髓腔中，拉力螺钉穿过髓内钉的横向钻孔、经过股骨的颈部且进入到股骨头部中。
拉力螺钉被设计成通过桥接骨折线而将股骨头部的负载转移进入钉轴部，以允许快速且稳定的骨折愈合。另外，拉力螺钉被允许根据股骨骨折的粘结(sintering)在髓内钉中滑动。通常，固定螺钉被插入到髓内钉的钻孔中，以防止拉力螺钉的旋转和不受控制的中间偏离。
髓内钉可以包括沿着其纵向轴线用于容纳手术线(引导线)，诸如Kirschner线的中心插管。在插入髓内钉之前，手术线被插入到股骨的髓腔中。
US5,176,681A涉及髓内粗隆间骨折固定器具和安装装置。髓内骨折固定器具包括髓内钉，具有用于容纳成拉力螺钉形式的股骨颈螺钉的横向钻孔。髓内钉的近端设置有同轴地延伸穿过所述螺钉且敞开到横向钻孔中的另一钻孔。固定螺钉定位在所述钉的同轴钻孔内。所述固定螺钉的下端具有中心布置的突出。当所述固定螺钉位于其最终位置时，所述固定螺钉的中心突出接合到布置在所述拉力螺钉的轴上的纵向延伸的沟槽中的一个沟槽中。
US6,835,197涉及具有联接机构的髓内钉。联接机构包括主体构件和从所述主体构件横向地延伸的平坦的尖头。另外，用于螺纹接合部分地带螺纹的通道的短螺栓旋转地联接至所述主体构件，该通道轴向地在髓内钉中延伸。主体构件还包括小突出，其被容纳在通道的构造中，使得小突出和沟槽之间的配合防止了所述主体构件在通道内的旋转。当所述主体构件被朝向穿过髓内钉的横向钻孔插入的拉力螺钉推进时，平坦的尖头接触拉力螺钉的侧表面并且填充有拉力螺钉的平坦部限定的空洞，使得所述尖头紧密地配合在通道壁和拉力螺钉之间的空间中。
US6,648,889B2涉及具有分为两部分的锁的髓内钉。类似于在US6,835,197B2中描述的主体构件，套筒锁包括成平坦的尖头形式的两个横向锁定小突出和接合在髓内钉的通道的沟槽中的防旋转的小突出。套筒锁的锁定小突出接合在布置在拉力螺钉上的套筒的锁定狭槽内。
US6,406,477B1涉及在其近端部分中具有固定孔的髓内钉。所述钉的近端部分具有两个横向钻孔，在其中将定位拉力螺钉和辅助连接器。因为辅助连接器延伸穿过在拧紧到髓内钉的固定孔中的固定螺钉和所述拉力螺钉之间的位置处的所述钉，所以用于传输夹持力的间隔件被介入到所述固定螺钉和拉力螺钉之间。间隔件包括主体和从所述主体横向地延伸的两个分开的腿部。在所述固定螺钉放置在所述固定孔中的间隔件上且被拧紧到所述固定孔中时，所述固定螺钉向下推动整个间隔件并且所述腿的下端接合到所述拉力螺钉的沟槽内。辅助连接器定位在间隔件的两个腿部之间，并且被中心凸块固定保持，该中心凸块形成在固定螺钉的前端且插入穿过形成在间隔件的主体中所形成的开口。
US2006/0200160A1公开了在髓内钉和拉力螺钉之间的联接布置。联接组件包括接合构件和接合驱动器(driver)。联接组件被容纳在髓内钉的钻孔的近端部，用于接合定位在髓内钉的横向钻孔中的拉力螺钉的一部分。接合驱动器与所述钉的髓内钻孔螺纹联接，并且操作以在分离位置和接合位置之间移动接合构件。接合构件包括形成为平坦的尖头的两个接合臂，其在接合构件处于接合位置时可以接合拉力螺钉。
可以在EP1 175 872A2和EP1 547 534A2中发现进一步的技术背景。
传统的髓内钉具有几个缺点。没有通孔的固定螺钉不能与髓内钉预先组装在一起，因此必须在移除了引导线之后在手术中插入到髓内钉中。在这种情形中，将相对小的固定螺钉插入到髓内钉的轴中是有麻烦的。覆盖所述钉的近端处的开口的软组织可能阻碍所述固定螺钉的插入和螺纹的相互接合。因此，所述固定螺钉可能在髓内钉内被卡住，手术时间由于另外的手术步骤而增加。此外，具有一个或更多的尖头的固定螺钉不能防止拉力螺钉的不受控制的中间偏离。因此，插入通过髓内钉的横向钻孔且插入到骨头中的髓内钉、联接组件和拉力螺钉的构造因此不能在病人的身体内提供高的机械负载稳定性。另外，使用具有尖头的固定螺钉需要对提供纵向延伸沟槽的当前的拉力螺钉轴设计进行修改，其中所述固定螺钉的销可以接合到所述纵向延伸沟槽中以保证髓内钉内的拉力螺钉的被限定的滑动。
发明内容
本公开的方面涉及提供一种植入系统，该植入系统简化和便利了髓内钉和相对应的骨紧固件的手术程序和植入，以及提供了在病人身体内的足够的机械负载构造稳定性。
根据第一方面，提供了一种用于骨固定的整形外科中的植入系统。该植入系统包括髓内钉，具有中间侧、横向侧和限定纵向轴线的近端部分。所述近端部分包括限定大致平行于近端部分的纵向轴线的第一轴线的钻孔和配置成容纳骨紧固件的至少一个横向钻孔。另外，植入系统包括联接单元，配置成可移动地布置在近端部分的所述钻孔内，且包括在髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处的一个或更多的骨紧固件接合构件。
近端部分可以适合于沿着大致平行于近端部分的纵向轴线的方向引导具有一个或更多的骨紧固件接合构件的联接单元。所述引导可以使得所述一个或更多的骨紧固件接合构件可以接合穿透近端部分的横向钻孔的骨紧固件(在髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处)。髓内钉的近端部分的横向钻孔可以形成为成角度的或倾斜的钻孔，具有关于近端部分的纵向轴线定义的角度。在一种情形中，所述一个或更多的骨紧固件接合构件可以位于关于大致垂直于骨紧固件的纵向轴线的线的相对侧。或者说，所述一个或更多的骨紧固件接合构件可以位于关于由髓内钉的前侧和后侧定义的线的相对侧。
在一种实施方式中，近端部分包括用于联接单元的一个或更多的引导结构，每个引导结构限定大致平行于近端部分的纵向轴线的第二轴线。所述一个或更多的引导结构可以配置成在髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处可滑动地容纳所述一个或更多的骨紧固件接合构件(或联接单元的任何其他部分)。所述一个或更多的引导结构的第二轴线可以关于近端部分的纵向轴线偏心地定向。
近端部分的钻孔和一个或更多的引导结构可以布置成彼此相邻，例如在横向方向(例如在横向-中间方向上)相邻。髓内钉的近端部分的钻孔可以布置成同轴。另外，髓内钉的近端部分的钻孔可以位于髓内钉的中间侧或横向侧，或关于近端部分的纵向轴线居中地定位。髓内钉的近端部分的钻孔和一个或更多的引导结构因此可以关于髓内钉的近端部分的纵向轴线偏心地定向。一个或更多的引导结构可以位于髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处。
所述一个或更多的引导结构可以形成为沟槽或钻孔。一个或更多的引导结构可以在横截面中例如具有V、U或C形状等。可替代地，一个或更多的引导结构可以在横截面中具有环形(例如圆形)、方形(例如四边形、梯形、嵌块形或矩形)或三角形等。
联接单元可以包括至少位于所述髓内钉的横向侧的第一骨紧固件接合构件和位于所述中间侧的第二骨紧固件接合构件。在这样的实施方式中，第一和第二骨紧固件接合构件可以具有不同的长度。例如，在横向侧上的骨紧固件接合构件可以比在相对侧上的骨紧固件接合构件长。在一种实施方式中，第一和第二骨紧固件接合构件通过基础构件相互连接。基础构件和骨紧固件接合构件可以构成单件结构。
在另一种实现方式中，所述联接单元可以包括第一骨紧固件接合构件和第二骨紧固件接合构件，位于垂直于包括近端部分的纵向轴线和横向钻孔的纵向轴线的平面延伸的线上。所述线可以在髓内钉的中间方向和横向方向中的一个方向上与近端部分的纵向轴线间隔开(即两个骨紧固件接合构件可以都位于髓内钉的横向侧和中间侧中的一个上)。在特定的其他实施方式中，所述线与近端部分的纵向轴线相交。
联接单元可以配置成在朝向髓内钉的远端部分移动联接单元时在近端部分的纵向轴线的方向上朝向所述远端部分推进所述一个或更多的骨紧固件接合构件。在这样的情形中，一个或更多的骨紧固件接合构件可以接合在骨紧固件的沟槽或任何其他结构内，以防止骨紧固件围绕骨紧固件的纵向轴线旋转。
在一种实施方式中，所述一个或更多的骨紧固件接合构件可以定义与所述骨紧固件的纵向轴线相交的纵向轴线。一个或更多的骨紧固件接合构件可以每个形成为刃片、尖头或具有轴的螺栓(以及具有球形球的可选的尖端、圆形、锥形、平坦的、U或V形)。一个或更多的骨紧固件接合构件可以在横截面中具有环形(例如圆形)、方形(例如四边形、梯形、嵌块形或矩形)或三角形等。另外，一个或更多的骨紧固件接合构件可以偏心地布置在联接单元的驱动构件上。
在一种实现方式中，所述联接单元可以包括用于在近端部分的钻孔内移动联接单元的驱动构件。驱动构件可以包括或可以不包括用于容纳手术线的通孔。另外，驱动构件的通孔可以居中地布置。驱动构件可以可移动地联接至一个或更多的骨紧固件接合构件。
髓内钉可以包括大致沿着髓内钉的纵向轴线的通道。所述钉的通道可以在横截面中具有圆形或成角度的形状。插管可以由髓内钉的通道、驱动构件的通孔以及髓内钉的近端部分的钻孔限定成通过髓内钉，使得手术线可以被插入通过插管。手术线可以是引导线，诸如Kirschner-线，或任何其他类型的线。
在一种实施方式中，所述驱动构件可以具有用于与髓内钉螺纹接合的外螺纹，例如与髓内钉的近端部分螺纹接合。所述驱动构件还可以包括布置在驱动构件的圆周沟槽中的环(例如由合成材料制成)。可替代地，所述环可以布置在驱动构件的外螺纹上(例如在外螺纹的沟槽中)。所述环的材料可以是可变形的。因此，所述环可以是可变形的塑料环。髓内钉的近端部分的钻孔可以包括内螺纹，其中所述驱动构件的外螺纹可以与近端部分的内螺纹配合。另外，驱动构件可以形成为(短)螺栓。
所述驱动构件可以包括驱动传输部分，所述一个或更多的骨紧固件接合构件包括大致沿着横向于一个或更多的骨紧固件接合构件的纵向方向的方向布置的沟槽。驱动传输部分可以配置成可移动地接合在所述一个或更多的骨紧固件接合构件的沟槽内(例如，使得驱动构件的旋转可以使得一个或更多的骨紧固件接合构件沿着髓内钉的近端部分的纵向轴线的方向移动)。所述驱动传输部分可以可旋转地支撑在所述一个或更多的骨紧固件接合构件的沟槽中。
在另一实施方式中，驱动构件可以包括驱动传输部分，所述一个或更多的骨紧固件接合构件可以布置在基础构件上，其中所述驱动传输部分可以可移动地接合基础构件。在一种实现方式中，基础构件可以具有保持部分，其中驱动传输部分可以可移动地接合保持部分。驱动构件的旋转可以使得一个或更多的骨紧固件接合构件沿着髓内钉的近端部分的纵向轴线的方向移动。
基础构件可以包括用于容纳手术线的通孔。基础构件可以具有圆形形状，通孔可以居中地或偏心地定向。另外，髓内钉的通道、髓内钉的近端部分的钻孔、基础构件的通孔、驱动构件的通孔和近端部分的中心钻孔可以定义插管，使得手术线可以被插入通过插管。
植入系统还可以包括布置在髓内钉的近端部分中的固定器，其中所述联接构件在近端方向上的运动范围可以由固定器限制。固定器可以形成为具有定义的弹簧常数的扣环或弹簧圈。固定器可以进一步具有环形形状。
植入系统可以包括骨紧固件。骨紧固件可以形成滑动螺钉、拉力螺钉或股骨颈螺钉或任何种类的刃片。骨紧固件可以包括一个或更多的沟槽或其它结构，一个或更多的骨紧固件接合构件可以配置成接合所述骨紧固件的一个或更多的沟槽或其它结构，以防止骨紧固件围绕骨紧固件的纵向轴线旋转。
所述联接单元可以被捕获地保持在髓内钉的近端部分内。另外，驱动构件和一个或更多的骨紧固件接合构件可以被预先组装在髓内钉的近端部分内。驱动构件可以可移动地连接至一个或更多的骨紧固件接合构件。
另外还提供了一种用在骨固定的整形外科中的植入系统，包括：髓内钉，具有限定纵向轴线的近端部分，其中所述近端部分包括限定大致平行于所述近端部分的纵向轴线的第一轴线的钻孔和至少一个横向钻孔；骨紧固件，配置成穿透所述横向钻孔且具有至少一个沟槽，该沟槽具有一个或更多的斜坡；和联接单元，配置成可移动地布置在近端部分的钻孔内且包括一个或更多的骨紧固件接合构件，配置成接合所述至少一个沟槽和经由所述一个或更多的斜坡施加压力到所述骨紧固件上。
根据另外的方面，提供了一种骨的骨折固定方法，所述方法包括以下步骤：将具有中间侧和横向侧的髓内钉插入到骨头的骨髓腔中，其中所述髓内钉包括：限定纵向轴线的近端部分，其中所述近端部分包括限定大致平行于近端部分的纵向轴线的第一轴线的钻孔和配置成容纳骨紧固件的横向钻孔；和联接单元，可移动地布置在近端部分的所述钻孔内，且包括在髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处的一个或更多的骨紧固件接合构件；通过髓内钉的近端部分的横向钻孔将骨紧固件插入到骨头中，用于稳定骨折；和驱动所述联接单元，用于产生所述一个或更多的骨紧固件接合构件与穿透所述髓内钉的横向钻孔的骨紧固件的接合，从而防止骨紧固件旋转。
所述方法还包括以下步骤：将引导线插入到骨头的骨髓腔中的初始步骤，其中所述髓内钉被插管且经由引导线插入到骨头的骨髓腔中。在另一步骤中，在髓内钉的插入之后可以移除引导线。
在髓内钉的近端部分的一个或更多的引导结构和钻孔彼此间隔开时，诸如成固定螺钉形式的联接单元包括一个或更多的骨紧固件接合构件和具有通孔的驱动构件，其中一个或更多的引导结构可滑动地容纳一个或更多的骨紧固件接合构件，所述联接单元(即一个或更多的骨紧固件接合构件和驱动构件)可以被预先组装或预载在髓内钉内，同时允许同时穿过手术线。尤其是，简化和便利了股骨的髓腔内的髓内钉的植入和手术程序。另外，由于一个或更多的骨紧固件接合构件在髓内钉的横向侧和中间侧的一个或两者处的事实，被通过髓内钉的横向钻孔插入且插入到骨头中的髓内钉、联接单元和骨紧固件的构造提供了病人身体内的高的机械负载稳定性。另外，不需要对当前的骨紧固件设计进行修改。
附图说明
本发明公开内容的这些和其他特征、方面和优点将在结合附图所进行的下述的详细描述变得更加清楚，在附图中：
图1是植入系统实施例的横截面视图；
图2是在图1中显示的植入系统实施例的近端部分的细节视图；
图3是髓内钉的近端部分的可替代实施例的横截面视图；
图4是可替代的销的实施例的顶部、侧面和底部视图；
图5是可替代的驱动构件实施例的侧视图；
图6是图3中显示的近端部分的可替代实施例的横截面视图，包括在图4中显示的销实施例和图5中显示的驱动构件实施例；
图7是包括引导线的图6中显示的组件的横截面视图；
图8是植入系统的可替代实施例的横截面视图；
图9是植入系统的近端部分的另外的可替代实施例的横截面视图；
图10是植入系统的近端部分的可替代实施例的横截面视图；
图11是图10中显示的可替代的销实施例的顶部、侧面和底部视图；
图12是植入系统的近端部分的可替代实施例的横截面视图；
图13是垂直于图12的横截面视图的横截面视图；和
图14是其中省略了髓内钉的图12的实施例的透视图。
具体实施方式
在示例性实施例的下述描述中，相同或类似的部件将由相同的参考标号表示。应当理解，不同配置的特定部件可以被相互替换地设置在不同的实施例中。还应当理解，虽然主要关于股骨治疗描述了下述的实施例，但是此处呈现的植入系统还可以用于其他治疗。
参考图1，显示出了用于诸如股骨(未在图1中示出)的骨固定的整形外科中的植入系统10的实施例的横截面视图。植入系统10包括髓内钉12、联接单元13和骨紧固件16。联接单元14将骨紧固件16联接至髓内钉12。髓内钉12包括杆形主体18，能够插入到股骨的内腔(骨髓腔)中，即插入到股骨的髓腔中。髓内钉12的杆形主体18包括近端部分20、比近端部分20长的远端部分22以及定位在近端部分20和远端部分22之间的弯曲部分24。或者说，弯曲部分24连接近端部分20和远端部分22。
如图1所示，髓内钉12包括定位在近端部分20处的横向钻孔26。横向钻孔26的轴线相对于髓内钉的纵向轴线成一角度，使得横向钻孔26的纵向轴线具有相对于近端部分20的轴线延伸的倾斜延伸。虽然在本发明的实施例中仅利用单个横向钻孔26，但是在其他实施例中(例如两个或更多的)多个横向钻孔可以设置在近端部分20中。
髓内钉12的近端部分20具有足以在其中容纳横向钻孔26的直径，而髓内钉12的远端部分22具有相对于近端部分20更小的直径，适合于股骨的骨髓腔的形状，为了便于将远端部分22插入到髓腔中。另外，远端部分22包括垂直于远端部分22的纵向轴线延伸的通孔28。通孔28形成在髓内钉12的远端部分22的末端处，用于容纳骨紧固件，诸如锁定螺钉，用于固定地将髓内钉12固定至骨头。
在图1中显示的植入系统10的实施例中，骨紧固件16是成拉力螺钉16的形式的股骨颈螺钉。拉力螺钉16适合于穿透髓内钉12的横向钻孔26。拉力螺钉16具有包括螺纹(例如粗螺纹)的前部30和后部32。后部32设置有多个纵向延伸的沟槽34(在图1中显示出两个沟槽)，沿着拉力螺钉16的轴线布置在后轴部分32的外周表面上。通常，将四个沟槽34以围绕拉力螺钉16的纵向轴线的90°的间隔设置在拉力螺钉16的外周表面上。每个沟槽34限定了具有浅端和深端的斜坡。升起的斜坡从在后端部分32的后端处的浅端朝向带螺纹的前部30延伸至深端。沟槽34因此具有不对称的深度轮廓。另外，拉力螺钉16包括沿着拉力螺钉16的纵向轴线的中心插管36。拉力螺钉16的后端部分32包括在后端处的共轴的孔38和凹陷40(例如内六角(hexalobular)内驱动特征)，用于容纳螺钉驱动器或扳手(例如成夹带驱动特征的形式)。
如图1所示，髓内钉12的近端部分20包括用于容纳在近端部分20的上端处的端帽或工具(诸如保持设备或目标设备，未在图1中示出)的凹陷42。近端部分20限定了纵向轴线44，还包括孔46和引导结构48。在本发明的实施例中，近端部分20的孔46与近端部分20的纵向轴线44同轴。如在图1中进一步显示地，孔46包括内螺纹50和用于容纳固定器54的凹陷部分52，示例地成扣环形式。
联接单元14被预先装配且可移动地布置在髓内钉12的近端部分20内。联接单元14包括一个骨固定接合构件56和具有通孔60的驱动构件58。接合构件56定位在髓内钉12的横向侧，且实现为基本上圆柱形螺栓或销56的示例形式。
术语中间和横向是标准的解剖方向术语，分别表示朝向人体的中心或中间平面的方向和从中心至侧面的相反方向。关于本发明的整体公开内容和示例性的实施例，中间和横向方向可以整体地位于包括近端部分20的纵向轴线44和横向钻孔26的纵向轴线的平面内。在这样的情形中，髓内钉12的中间侧可以是面朝横向钻孔26的远离侧(例如朝向穿透横向钻孔26的骨紧固件16的尖端)的侧面，而横向侧可以是面向横向钻孔26的进入侧(例如朝向骨紧固件16的头部)的侧面。在许多情形中，髓内钉12可以在解剖学上是适应的，使得所述钉12固有地限定了中间和横向侧，例如相对于一个或更多的其的弯曲(例如，如由弯曲部24所体现的)、横向钻孔26的倾斜等等。
返回至图1，驱动构件58可移动地连接至销56。驱动构件58的通孔60是具有与近端部分20的纵向轴线44重合的轴线的中心通孔。驱动构件58还包括用于与髓内钉12(例如与如图1所示的近端部分20)螺纹接合的外螺纹62。近端部分20的内螺纹50与驱动构件58的外螺纹62配合。在本发明的实施例中，联接单元14的驱动构件58可移动地布置在髓内钉12的近端部分20的孔46内。另外，联接单元14被捕获地保持在髓内钉12的近端部分20内。另外如图1所图示的，引导结构48可滑动地容纳联接单元14的销56，使得销56可以接合在拉力螺钉16的沟槽34内。在接合在沟槽34内时，销56可以施加压力到拉力螺钉16上，用于稳定的目的。压力初始是零或低的，足以仍然允许拉力螺钉16相对于髓内钉12滑动移动。压力将随着拉力螺钉16由于沟槽34的深度轮廓(即横向地和中间地设置的斜坡)滑动而变化(且典型地增大)。
如还在图1中显示的，髓内钉12包括大致沿着髓内钉12的纵向轴线的通道64。因此，插管66被由髓内钉12的通道64、驱动构件58的通孔60和近端部分20的孔46限定通过髓内钉12，使得手术线(未在图1中显示)可以被插入通过插管66。
图2示出了图1中显示的髓内钉12的近端部分20的细节视图A。如图2所示，近端部分20的孔46限定第一轴线68，其在本实施例中与近端部分20的纵向轴线44重合。在其他实施例中，孔46的第一轴线68可以与近端部分20的纵向轴线44间隔开并且平行于近端部分20的纵向轴线44延伸。在特定的情形中，孔46的第一轴线68可以相对于近端部分20的纵向轴线44略微倾斜(例如高至10°或15°的角度)，因此保持至少大致平行于该纵向轴线。
另外，引导结构48限定第二轴线70。孔46的第一轴线68和引导结构48的第二轴线70大体平行于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44，且彼此间隔开。另外，引导结构48的第二轴线70相对于近端部分20的纵向轴线44偏心地定向。近端部分20的孔46和引导结构48因此布置成彼此相邻。在图1和2示出的本发明实施例中，近端部分20的孔46居中地定位，且近端部分20的引导结构48定位在髓内钉12的横向侧。在引导结构48内引导的联接单元14的销56因此布置在髓内钉12的横向侧。近端部分20的孔46在髓内钉12的通道64中终止于其下端处。引导结构48在近端部分20的横向钻孔26中终止于其的下端处。在本发明的实施例中，术语“下端”的含义是最靠近髓内钉12的远端部分22的末端，术语“上端”与下端相反。另外，引导结构48形成为在横截面中具有圆形形状(例如C形状)的沟槽。
如另外在图2中所图示的，联接单元14的销56偏心地布置在驱动构件58上，即布置在偏心位置(例如在图2所示的横向位置处)。另外，引导结构48和因此销56限定与拉力螺钉16的纵向轴线相交的纵向轴线。销56形成为具有圆柱形轴的螺栓(在此处，具有圆形圆柱形横截面)和在其下端处的球形尖端。
驱动构件58包括用于将驱动构件58的运动传输至销56的驱动传输部分72。销包括在其上端处的沟槽74。销56的沟槽74大致沿着横向于销56的纵向方向的方向布置。驱动构件58的驱动传输部分72可移动地接合在销56的沟槽74中。为此目的，驱动传输部分72可旋转地支撑在销56的沟槽74中。因此，驱动构件58的旋转使得销56沿着近端部分20的纵向轴线44的方向移动。
联接单元14的驱动构件58具有成锥形的容纳部分76，具有用于容纳工具、改锥、扳手等的凹陷(例如成内六角内驱动特征的形式)。通过使用这样的工具驱动驱动构件58，整个联接单元14沿着髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44移动，这是因为驱动构件58的外螺纹62与近端部分20的孔46的内螺纹50配合。或者说，在髓内钉12的近端部分20内的联接单元14的位置以及其销56的位置可以通过沿着纵向轴线44拧紧联接单元14的驱动构件54来进行调整。
如图2所示，联接单元14沿着近端方向的运动范围(即移动)由固定器54限制。成扣环形式的固定器54接合在凹陷部分52内。凹陷部分52形成为髓内钉12的近端部分20内的圆周沟槽，以避免联接单元14和其的驱动构件58和销56的无意地拆开。
在朝向髓内钉12的远端部分22移动联接单元14时，联接单元14(尤其是，联接单元14的驱动构件58)沿着近端部分20的纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分22推进销56。联接单元14的销56因此在引导结构48内朝向拉力螺钉16滑动。在最终位置(如图2所示)，销56接合在拉力螺钉16的沟槽34中的一个沟槽内，以防止拉力螺钉16围绕其的纵向轴线旋转。
如图1和2所示，横向布置的偏心销56允许拉力螺钉16的沟槽34内的接合。由髓内钉12的导管64形成的中间插管66，驱动构件58的中心通孔60和近端部分20的孔46允许同时插入引导线。
在手术操作期间，髓内钉12定位和设置在例如股骨的骨头的髓腔中。之后，孔被横向地钻孔通过股骨、股骨的颈部和进入到其的头部中，用于容纳拉力螺钉16。之后，拉力螺钉16被通过操作工具(例如螺钉驱动器)通过髓内钉12的横向钻孔26拧入到合适位置，使得拉力螺钉16的一个纵向沟槽34在最靠上的位置上被对准。被预先装配在髓内钉12的近端部分20中的联接单元14的驱动构件58之后被用螺钉驱动器向下转动(即沿着近端部分20的纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分22)，直到销56的下端接合到拉力螺钉16的沟槽34中的一个沟槽中。
假设联接单元14没有完全上紧(即联接单元14的驱动构件58没有完全上紧)，拉力螺钉16具有仅沿着横向方向(至图1和2中的右边)在横向钻孔26中滑动的设施，但是被锁住不围绕其的纵向轴线旋转。由于拉力螺钉16被联接单元14(例如被联接单元14的销56)保持而不旋转，其仅仅滑动通过横向钻孔26和拉动股骨的头部至与骨头的剩余部分紧密接合。由于拉力螺钉16的沟槽34的升高的斜坡，防止了髓内钉12内的拉力螺钉16的不受控制的中间滑动(至图1和2的左边)。
图3至7显示了具有可替代的联接单元实施例的近端部分的另一实施例，其可以根据需要被修改，用于图1显示的植入系统10的髓内钉12中(例如在形状、长度、宽度、厚度等方向上)。
图3示出了髓内钉的近端部分78的可替代实施例的横截面视图。近端部分78包括具有内螺纹82的中心钻孔80。近端部分78还包括成沟槽52的形式的用于容纳在中心钻孔80内的固定器54的凹陷部分52。另外，近端部分78还包括用于容纳端帽或工具的凹陷42，诸如在近端部分78的上端处的保持设备或目标设备(未在图3中示出)。
如图3所示，引导结构48被形成为定位在髓内钉的横向侧(图3中的右手侧)的钻孔48。引导结构48在近端部分78的中心钻孔80中终止于其的上端，且在横向钻孔26中终止于其的下端。另外，在所述本发明的实施例中，术语“下端”的含义是最靠近髓内钉的远端部分的末端，术语“上端”是下端的相对端。如在图3中进一步示出的，近端部分78包括钻孔84，其被布置成邻近引导结构48。近端部分78的钻孔84也在中心钻孔89中终止于其的上端和在髓内钉的横向的钻孔26中终止于其的下端。另外，钻孔84限定第一轴线68，引导结构48限定第二轴线70，其中第一轴线68和第二轴线70基本上平行于近端部分78的纵向轴线44，且彼此间隔开(在此处，沿着横向方向彼此间隔开)，如图3所示。
图4示出了可替代的销实施例的底部视图a)、侧视图b)和顶部视图c)，其具有成在其上布置有销56的板86的形式的基础构件86。在本实施例中，销56与所述板86一体地形成为一件结构。销56配置成大体关于图1和2在上文所描述的。板86具有圆形形状和用于容纳手术线或引导线的通孔88。销56和通孔88偏心地布置在板86上。
板86还具有保持部分90。保持部分90布置在上表面上，该上表面与其上布置了销56的下表面相对。保持部分90从板86延伸，且具有在图4的侧视图b)中所显示的在横截面中的L形状。另外，保持部分90形成沿着板86的外部圆周侧的弧，如图4的顶部视图c)中所图示。为此目的，通过保持部分90所形成的弧可以延伸超过180°或更小。因此，板86和其的保持部分90形成了圆形沟槽92，用于容纳驱动构件的一部分，如下文所述。
参考图5，显示了成短螺栓形式的驱动构件94的另一实施例的侧视图。驱动构件94具有在其最外周表面98上的外螺纹96。驱动构件94的外螺纹96被圆周沟槽97中断。圆周沟槽97可以容纳有合成材料制造的环(在图5中未示出)。驱动构件94还包括驱动传输部分100。驱动传输部分100被形成为布置内在驱动构件94上的凸缘，其中驱动传输部分100的直径略大于驱动构件94的轴部分102的直径。因此，圆周台阶104由驱动传输部分100和驱动构件94的轴部分102限定。驱动传输部分100可以可移动地与板86的保持部分90接合，其中驱动构件94的台阶104接合在保持部分90的圆形沟槽92内。驱动构件94还包括用于容纳引导线的中心通孔106和用于容纳诸如改锥、扳手等工具的凹陷108(例如成内六角内驱动特征或内六角形的形式)。
如图6和7所示，联接单元110由驱动构件94和具有销56的板86形成，其中驱动构件94可移动地连接至如上文所述的板86。另外，联接单元110(即驱动构件94和具有销56的板86)被预先组装在髓内钉的近端部分78内。髓内钉的近端部分78的引导结构48具有略大于销56的直径的直径，使得在钻孔49内的销56的分别的优化的引导和滑动被保证。如图6所示，联接单元110的销56位于预先装配好的配置中的引导结构48内。另外，联接单元110的驱动构件94的外螺纹96与髓内钉的近端部分78的中心钻孔80的内螺纹82配合，使得整个联接单元110被捕获地保持且可移动地布置在髓内钉的近端部分78内。因此，联接单元110的高度调节和于是销56的高度调节被驱动构件94驱动，如上文关于图1和图2和在下文整体地描述的。为了避免无意地松开联接单元110，联接单元110的驱动构件94具有由合成材料制成的环112，布置在如图6和7所示的驱动构件94的圆周沟槽97中。另外，固定器54定位且接合在凹陷部分52中，被形成为在髓内钉的近端部分78的中心钻孔80内的沟槽52，以避免无意地拆开联接单元110或其的部件(驱动构件94和具有销56的板86)。因此，固定器54的功能为限制器，其限制了联接单元110在近端方向上的运动范围。
如图6和7所示，驱动构件94的驱动传输部分100接合到板86的保持部分90上。板86居中地插入到髓内钉的近端部分78内，从而提供了联接单元110的销56的旋转稳定性。因此，联接单元110的驱动构件94的旋转导致了销56移动，其滑动地沿着髓内钉的近端部分78的纵向轴线44的方向容纳在引导结构48中。驱动构件94的旋转通过接合在驱动构件94的凹陷108内的诸如螺钉驱动器等的工具执行。在沿着髓内钉的近端部分78的纵向轴线44移动联接单元110时，联接单元110(尤其是，联接单元110的驱动构件94)沿着纵向轴线44的方向朝向髓内钉的远端部分推进销56穿过引导结构48，使得销56接合在拉力螺钉的沟槽内以防止拉力螺钉围绕其的纵向轴线旋转。
如在图6和7中进一步示出的，髓内钉的通道、髓内钉的近端部分78的钻孔84、板86的通孔88、驱动构件94的通孔106和近端部分78的中心孔80限定插管。引导线114可以被插入通过如图7所示的插管。
图8示出了图1和2所示的植入系统10的髓内钉12的近端部分20的可替代实施例的横截面视图。髓内钉12的近端部分20包括限定第一轴线68的钻孔46和限定第二轴线70的引导结构48，如在图1和2中所示地且参考图1和2在上文整体地描述的。近端部分20的钻孔46的第一轴线68和引导结构48的第二轴线基本上平行于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44，且彼此间隔开。如在上文参考图1和2所描述的，引导结构48的第二轴线70相对于近端部分20的纵向轴线44偏心地定向。髓内钉12还包括具有销56的联接单元14，其偏心地布置在如图1和2所显示且参考图1和2在上文所整体地描述的驱动构件58上。
如图8所示，近端部分20的钻孔46的第一轴线68与近端部分20的纵向轴线44重合。因此，近端部分20的钻孔46在这种情形中相对于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44居中地定位。在图8所示的本发明的实施例中，近端部分20的引导结构48定位在髓内钉12的中间侧。引导结构48配置成滑动地容纳联接单元14的圆柱形销56，使得销56可以接合在配置成穿透髓内钉12的横向钻孔26的骨紧固件16的沟槽34内。如图8所示，联接单元14的销56因此布置在髓内钉12的中间侧(在图8中，髓内钉12的中间侧位于图的左侧上)。另外，销56限定与拉力螺钉16的纵向轴线相交的纵向轴线。
在朝向髓内钉12的远端部分22移动联接单元14时，联接单元14尤其是联接单元14的驱动构件58沿着近端部分20的纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分22推进销56。因此，联接单元14的销56在引导结构48内朝向拉力螺钉16滑动。在最终的位置(如图8中所示)，销56接合在拉力螺钉16的沟槽34内的髓内钉13的中间侧处，以防止拉力螺钉16围绕其纵向轴线旋转且提供拉力螺钉16在近端部分20的横向钻孔26内的已定义的滑动。
图9示出了如图1和2所示的植入系统10的髓内钉12的近端部分20的可替代实施例的横截面视图。图9中显示的髓内钉12包括近端部分20、联接单元14和骨紧固件16，如在图1和2中所显示的且参考图1和2在上文整体地描述的。另外，髓内钉12具有横向钻孔26。近端部分20限定参考图1和2在上文整体地描述的纵向轴线44。
在本发明的实施例中，髓内钉12的近端部分20包括限定钻孔轴线68的钻孔46和两个引导结构48，其中每个引导结构限定引导轴线70。如图9所示，钻孔46的钻孔轴线68和引导轴线70大体平行于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44，且彼此间隔开。联接单元14适合于可移动地布置在如在图1和2中所显示的且参考图1和2在上文整体地描述的髓内钉12的近端部分20内。联接单元14在这一实施例中包括两个大体圆柱形销56和驱动构件58。如图9所示，一个引导结构48定位在髓内钉的横向侧(图9中的图的右手侧)，另一引导结构48位于髓内钉的中间侧(图9中的图的左手侧)。如图9所示，一个销56布置在髓内钉的横向侧和中间侧两者上。或者说，一个销56位于髓内钉12的横向侧，另一个销56位于髓内钉12的中间侧。因此，本发明的实施例是图1、2和8中显示的实施例的组合。另外，每个引导结构配置成滑动地容纳大体圆柱形销56中的一个，使得销56可以接合到骨紧固件16的沟槽34(例如单个沟槽)中，该沟槽配置成穿透髓内钉12的横向钻孔26。
如图9所示，销56布置成大体沿着近端部分206的纵向轴线44的方向布置。可替代地，销56可以相对于纵向轴线44移位，且可以分别定位在髓内钉12的横向侧和中间侧的区域中。在朝向髓内钉12的远端部分22移动联接单元14时，联接单元(尤其是联接单元14的驱动构件58)沿着近端部分20的纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分22推进两个销56。联接单元14的销56因此在引导结构48内朝向拉力螺钉16滑动。在最终位置(如图9所示)，销56接合在拉力螺钉16的沟槽34(例如单个沟槽)内，以防止拉力螺钉16围绕其纵向轴线旋转且提供了髓内钉12、联接单元14以及骨紧固件16的构造在病人的身体内的高机械负载稳定性。
图10和11显示在可替代的联接单元实施例内的近端部分的另一实施例，其可以根据需要修改成用于图1显示的植入系统10的髓内钉12中(例如在形状、长度、宽度、厚度等方向上)。
图10示出髓内钉12的可替代的近端部分20的横截面视图。髓内钉12的近端部分20、驱动构件58和骨紧固件16配置成如在图1、2、8和9中所显示的且参考图1、2、8和9在上文整体地描述的。髓内钉12的近端部分20限定纵向轴线44。另外，近端部分20包括限定钻孔轴线68的钻孔46，该钻孔轴线与近端部分20的纵向轴线44同轴，即钻孔46相对于近端部分20的纵向轴线44居中地布置在所述钉12的近端部分20中。
在本实施例中，近端部分20再次包括两个引导结构48，其中每个引导结构48限定引导轴线70。钻孔轴线68和引导轴线70大致平行于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44，且如图10中所示地彼此间隔开。
另外，植入系统包括具有如在图1、2、8和9中所显示的且参考图1、2、8和9在上文整体地描述的驱动构件58的联接单元116。联接单元116包括可替代的销实施例118，包括如参考图1、2、8和9在上文整体地描述的两个大体圆柱形销56。联接单元116的销实施例118被参考图11在下文更详细地描述。
如图10所示，引导结构48形成为沟槽。一个引导结构48定位在髓内钉12的横向侧(图10中的右手侧)，另一引导结构48定位在髓内钉12的中间侧(图10中的左手侧)。每个引导结构48配置成滑动地容纳联接单元116的销实施例118中的销56中的一个销，使得销56可以接合在骨紧固件16的沟槽34内，该沟槽34配置成穿透髓内钉12的横向钻孔26。如图10所示，一个销56布置在髓内钉的横向侧和中间侧两者上。或者说，一个销56在髓内钉的横向侧，一个销在髓内钉的中间侧。
图11示出了与驱动构件58一起使用的可替代销实施例118的底部视图a)、侧视图b)和顶部视图c)，其两者形成如在图10的实施例中显示的髓内钉10的近端部分20中所插入的联接单元116。销实施例118具有成板120形式的基础构件120，在该板120上设置有两个销56。在本实施例中，每个销56与板120一体形成。每个销56配置成如参考图1和2在上文整体描述的。板120具有具有大致圆形形状的两个板段122。板120的两个板段122通过两个弯曲的臂124彼此连接，使得两个臂124形成用于容纳手术线或引导线的通孔126。另外，通孔126居中地布置在基础构件120上。如图11所示，每个销56相对应地布置在基础构件120的对应的板段122上。因此，销56布置成彼此相对，且沿着相同的方向从基础构件120延伸。如在图11中进一步显示的，销56具有沿着其的纵向方向的不同的长度。销56的长度可以根据需要修改，以用于如图10显示的植入系统的髓内钉12的近端部分20中。
参考图10，销实施例118插入到髓内钉12的近端部分20中，使得每个销56被近端部分20的引导结构48容纳。在本实施例中，具有较短长度的销56被引导结构48容纳，该引导结构48定位在髓内钉12的中间侧(图10中的左手侧)。另外，具有更长长度的销56被位于髓内钉12的横向侧(图10中的右手侧)的引导结构48容纳。联接单元116的驱动构件58包括驱动传输部分128，其接合到销实施例118的基础板120的顶表面上。因此，如在图10中所示，联接单元116由驱动构件58和具有销56的基础构件120形成，其中驱动构件58可移动地连接至基础构件120。另外，联接单元116，即驱动构件58和具有销56的基础构件120被预先组装在髓内钉12的近端部分20内。髓内钉12的近端部分20的引导结构48形成为敞开的钻孔(例如c形的沟槽)，且具有比每个销56的直径略微更大的直径，使得保证了在引导结构58内的销56的分别的优化的引导和滑动。
如图10所示，驱动构件58的驱动传输部分128在这种情形中是驱动构件58的底表面，接合到销实施例118的基础构件120上。基础构件120居中地插入到髓内钉12的近端部分20内，提供了联接单元116的销56的旋转稳定性。因此，联接单元116的驱动构件58的旋转使得销56移动，其滑动地沿着髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44的方向容纳在引导结构48中。驱动构件58的旋转通过诸如螺钉驱动器等的工具执行，其接合在如参考图1和2在上文整体地描述的驱动构件的凹陷内。在沿着髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44移动联接单元116时，联接单元116(尤其是，联接单元116的驱动构件58)沿着纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分22推进两个销56通过对应的引导结构48，使得销56接合到骨紧固件16的沟槽(例如一个沟槽)内。因此，骨紧固件围绕其的纵向轴线的旋转被防止，提供了被插入通过髓内钉12的横向钻孔26且进入到病人的身体内的骨头中的髓内钉、联接单元和骨紧固件的构造的高机械负载稳定性。
如在图10中进一步显示的，髓内钉12的通道64、髓内钉12的近端部分20的钻孔46、销实施例118的基础构件120的通孔126、驱动构件58的通孔60限定插管66。手术线或引导线(在图10中未显示)可以被插入通过插管66。
图12-14显示了植入系统的另外的实施例。如在图12的横截面视图中显示的，髓内钉12的近端部分20、驱动构件58和骨紧固件16被配置成如在图1、2、8、9和10中显示的且参考图1、2、8、9和10在上文整体地描述的。因此，髓内钉12的近端部分20限定纵向轴线44，包括定义钻孔轴线68的钻孔46，该钻孔轴线68在这种情形中与近端部分20的纵向轴线44同轴，即钻孔46相对于近端部分20的纵向轴线44居中地布置在近端部分20中。
在本实施例中，近端部分还包括两个引导结构48，其中每个引导结构48限定引导轴线70。钻孔轴线68和引导轴线70大体平行于髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44，且如图12所示地彼此间隔开。
在本实施例中，植入系统包括可以根据需要被修改成用于如图12所示的髓内钉12的近端部分20中(例如在形状、长度、宽度、厚度等方面上)的可替代的联接单元实施例。可替代的联接单元130包括如在图1、2、8、9和10中显示的且参考图1、2、8、9和10在上文整体地描述的驱动构件58。联接单元130还包括可替代的销实施例132，包括如参考图1、2、8、9和10在上文整体地描述的两个大体圆柱形销56。
联接单元130的销实施例132具有成板134形式的基础构件134，在其上布置了两个销56。在本实施例中，每个销56与板134一体形成。每个销56配置成如在上文参考图1和2所整体描述的。板134具有圆形形状和用于容纳手术线或引导线(未在图12中显示的)的通孔136。如在图12中所示，通孔136居中地布置在基础构件134上。销56偏心地布置在板134上。另外，销56布置成彼此相对且沿着同一方向从基础构件134延伸。在本实施例中，销56沿着垂直地相较于纵向轴线44的圆形板134的直径的方向定位在基础构件134上。可替代地，销56可以例如沿着相对于由圆形板134的所述直径所定义的线以平行的方式移位，例如沿着大体垂直于圆形板134的直径的方向移位。在这种情形中，销56可以位于平行于圆形板134的直径的线上。如在图12中进一步地显示的，每个销56布置在板134上靠近基础构件134的外周边。
如在图12中所示，引导结构48定位在关于骨紧固件16的纵向轴线的相对侧，该骨紧固件16配置成穿透髓内钉12的横向钻孔26。因此，引导结构48可以位于相对于近端部分20的中心位置(如图12所示)，或可替代地在髓内钉12的中间侧或横向侧。因此，两个销56可以可替代地布置成更靠近髓内钉12中的横向侧和中间侧中的一个。或者说，销56可以在髓内钉12的横向侧或中间侧。
销实施例132插入到髓内钉12的近端部分20中，使得每个销56被近端部分20的引导结构48容纳。联接单元130的驱动构件58包括驱动传输部分138，该驱动传输部分138接合到销实施例132的板134的顶表面上。在这种情形中，驱动传输部分138是驱动构件58的底表面。因此，如图12所示，联接构件130由驱动构件58和具有销56的基础构件134形成，其中驱动构件58可移动地连接至基础构件134。另外，联接单元130，例如驱动构件58和具有销56的基础构件134，被预先组装在髓内钉12的近端部分20内。
如图12所示，驱动构件58的驱动传输部分138接合到销实施例132的基础构件134上。基础构件134居中地插入到髓内钉12的近端部分20内，即居中地插入到近端部分20的钻孔46内，从而提供了联接单元130的销56的旋转稳定性。因此，联接单元130的驱动构件58的旋转导致了销56移动，其可滑动地沿着髓内钉12的近端部分20的纵向轴线44的方向容纳在引导结构48中。驱动构件58的旋转通过如参考图1、2、8、9和10在上文整体地描述的工具执行。在沿着髓内钉12的近端部分20的纵向轴线移动联接单元130时，联接单元130(尤其是，联接单元130的驱动构件58)沿着纵向轴线44的方向朝向髓内钉12的远端部分推进两个销56通过对应的引导结构48，使得每个销56接合在骨紧固件16的专门的沟槽34内。因此，如图12和14所示，联接单元130的销56接合在骨紧固件16的两个不同的沟槽34内。另外，在接合在沟槽34内时，销56可以施加压力到拉力螺钉16上，用于稳定的目的。因此，骨紧固件16围绕其的纵向轴线的旋转被防止，提供了被插入通过髓内钉12的横向钻孔26且进入到病人的身体内的骨头中的髓内钉、联接单元和骨紧固件的构造的高机械负载稳定性。
如上文所述，在其他实施例中，销56可以朝向髓内钉12的横向侧和中间侧中的一个移位到图12所示的中心钉平面的外面。销56将之后位于垂直于包括近端部分20的纵向轴线44和横向钻孔26的纵向轴线的平面延伸的线(上述的“直径”)上，其中所述线与在髓内钉12的中间方向和横向方向中的一个上的所述平面间隔开。在这样的情形中，通过两个销56的两个沟槽34的接合可以被保持，尽管在特定的情形中沟槽34可能需要被修改(例如关于它们的宽度或数量)。
如图12进一步显示的，髓内钉12的通道64、髓内钉12的近端部分20的钻孔46、销实施例132的基础构件134的通孔136、驱动构件58的通孔60限定插管66。手术线或引导线(未在图12中示出)可以被插入通过插管66。
在使用上文或其它的植入系统实施例中的任一个用于骨头的骨折固定的示例性方法中，引导线114(参见图7)首先被插入到骨头的骨髓腔中。之后，上文或其它实施例中任一个的插入插管的髓内钉12经由引导线114被插入进入到骨头的骨髓腔中。髓内钉12包括中间侧、横向侧和近端部分20或78、横向钻孔26和如上文整体地描述的联接单元14、110、116或130。引导线114之后被移除，骨紧固件16被插入通过髓内钉12的横向钻孔26进入到骨头中，用于稳定骨折。最终，髓内钉12的联接单元被驱动用于产生销56与穿透髓内钉12的横向钻孔26的骨紧固件16的接合，由此防止骨紧固件16旋转。
因为髓内钉的近端部分和具有驱动构件和销的联接单元被如上文所述地配置，所以联接单元可以被预先组装或预载在髓内钉内，同时允许同时插入/通过引导线。髓内钉的通道、髓内钉的近端部分的钻孔和联接单元的通孔(其一起限定插管)可以被大致对准，以允许完全地插入引导线通过预先组装的单元和髓内钉。因此，引导线可以用于引导髓内钉(包括预先组装好的联接单元)到例如股骨的髓腔中。因此，联接单元不必在手术的同时被组装。因此，减少了需要由外科医生执行的手术步骤，由此便利和简化了手术操作和髓内钉植入到股骨的髓腔内。由于这一事实，减少了手术时间。因为髓内钉设置有联接单元(包括销和可移动地连接至其的驱动构件)，该联接单元被预先组装到髓内钉的近端部分的中空部分(钻孔)中，所以减小了必须由外科医生所处理的与植入髓内钉以及许多部件相关的时间量。
虽然如在此处所述的一个或更多的引导结构和/或一个或更多的销(即一个或更多的接合构件)大致位于髓内钉的横向侧或中间侧，但是髓内钉的近端部分的一个或更多的引导结构和联接单元的一个或更多的销可以根据需要适合于不同的应用。因此，髓内钉的近端部分的引导结构和联接单元的一个或更多的销例如位于髓内钉的横向侧或中间侧的区域中。另外，(例如两个或更多的)更多的销可以位于髓内钉的横向侧和中间侧中的一个或两者处。
上述的植入系统的所有部件用当前状态的机器工具容易且廉价地制造。另外，因为销可以接合在骨紧固件的构成内，所以对当前的骨紧固件的任何修改或改变不是必须的。因为引导线由于髓内钉的弯曲而偏离至髓内钉内的偏心位置(例如至中间侧)，所以联接单元的销的偏心布置，尤其是髓内钉的近端部分的钻孔的偏心布置，促进了髓内钉内部的引导线的防护。
虽然髓内钉的杆形主体包括在图中所示出的实施例中的远端部分和弯曲部分，但是钉主体可以根据需要适合于(例如在形状、长度、宽度、厚度等方面上)用于骨固定和插入到例如股骨的髓腔中的外科手术。因此，髓内钉可以适合于不同的应用，且因此可以具有不同的形状。另外，虽然如此处显示的螺纹是单螺纹，但是他们还可以是多螺纹(例如双螺纹)。
虽然如此处描述的骨紧固件被形成为拉力螺钉，但是骨紧固件可以是任何类型的螺钉(例如股骨颈螺钉)或任何类型的刃片，且可以根据需要适合于不同的应用。骨紧固件可以因此具有不同的直径、长度、形状或螺纹。另外，如上文所述的骨紧固件和植入体可以通常由不锈钢、钛或任何其他的双兼容材料制成。
虽然上文实施例被关于骨螺钉和髓内钉进行示例性描述，但是容易明白此处呈现的技术还可以结合其他类型的骨紧固件(诸如具有杆状或销状的轴的骨桩、诸如Kirschner线的线状骨紧固件等)以及其他类型的植入体(诸如骨板、骨牵引器等)实施。因此，本发明公开内容不限于任何类型的骨紧固件或任何类型的植入体。
结合附图在上文描述中所描述的特征可以容易地组合，以产生不同的实施例。因此明白，上文所述的公开内容可以以许多方式变化。这样的变化不能认为是偏离了本发明的范围，所有的修改意图是包含在下述的权利要求的范围内。

Claims (25)

1.一种在整形外科中用于骨固定的植入系统(10)，包括：
髓内钉(12)，具有中间侧、横向侧和限定纵向轴线(44)的近端部分(20；78)，髓内钉的中间侧和横向侧分别地位于髓内钉的中间方向和横向方向，其中所述近端部分(20；78)包括限定大致平行于近端部分(20；78)的纵向轴线(44)的第一轴线(68)的钻孔(46；84)和配置成容纳骨紧固件(16)的至少一个横向钻孔(26)；和
联接单元(14；110；116；130)，配置成可移动地布置在近端部分(20；78)的所述钻孔(46；84)内，其特征在于：所述联接单元包括在髓内钉(12)的横向侧和中间侧中的一个或两者处的一个或更多的骨紧固件接合构件(56)，其中髓内钉的中间方向和横向方向大体位于包括近端部分(20)的纵向轴线(44)和横向钻孔(26)的纵向轴线的平面内，其中近端部分(20；78)包括用于联接单元(14；110；116；130)的一个或更多的引导结构(48)，每个引导结构(48)限定大致平行于近端部分(20；78)的纵向轴线(44)的第二轴线(70)，其中所述一个或更多的引导结构(48)位于髓内钉(12)的横向侧和中间侧中的一个或两者处；
一个或更多的骨紧固件接合构件仅结合骨紧固件的一个面。
2.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中近端部分(20；78)适合于沿着大致平行于近端部分(20；78)的纵向轴线(44)的方向引导具有一个或更多的骨紧固件接合构件(56)的联接单元(14；110；116；130)。
3.根据权利要求1所述的植入系统(10)，其中所述一个或更多的引导结构(48)配置成在髓内钉(12)的横向侧和中间侧中的一个或两者处可滑动地容纳所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的植入系统(10)，
其中所述一个或更多的引导结构(48)的第二轴线(70)关于近端部分(20；78)的纵向轴线(44)偏心地定向。
5.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述一个或更多的引导结构(48)形成为沟槽或钻孔。
6.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述近端部分(20；78)的钻孔(46；84)和所述一个或更多的引导结构(48)布置成彼此相邻。
7.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述联接单元(116)包括位于所述髓内钉(12)的横向侧的第一骨紧固件接合构件(56)和位于所述中间侧的第二骨紧固件接合构件(56)。
8.根据权利要求7所述的植入系统(10)，
其中所述第一和第二骨紧固件接合构件(56)具有不同的长度。
9.根据权利要求7或8所述的植入系统(10)，
其中所述第一和第二骨紧固件接合构件(56)通过基础构件(120)相互连接。
10.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述联接单元(130)包括第一骨紧固件接合构件(56)和第二骨紧固件接合构件(56)，所述第一骨紧固件接合构件(56)和第二骨紧固件接合构件(56)位于垂直于包括近端部分(20)的纵向轴线(44)和横向钻孔(26)的纵向轴线的平面延伸的线上，其中所述线在髓内钉(12)的中间方向和横向方向中的一个方向上与近端部分(20)的纵向轴线(44)间隔开。
11.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述近端部分(20；78)的钻孔(46；84)位于髓内钉(12)的中间侧或横向侧，或关于近端部分(20；78)的纵向轴线(44)居中地定位。
12.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中联接单元(14；110；116；130)配置成在朝向髓内钉(12)的远端部分(22)移动联接单元(14；110；116；130)时在近端部分(20；78)的纵向轴线(44)的方向上朝向所述远端部分(22)推进所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)。
13.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)中的每一个限定与所述横向钻孔(26)的纵向轴线相交的纵向轴线。
14.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)偏心地布置在联接单元(14；110；116；130)的驱动构件(58；94)上。
15.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述联接单元(14；110；116；130)包括用于在近端部分(20；78)的钻孔(46；84)内移动联接单元(14；110；116；130)的驱动构件(58；94)。
16.根据权利要求15所述的植入系统(10)，
其中所述驱动构件(58；94)具有用于与髓内钉(12)螺纹接合的外螺纹(62；96)。
17.根据权利要求16所述的植入系统(10)，
其中髓内钉(12)的近端部分(20；78)的钻孔(46；84)包括内螺纹(50；82)，其中所述驱动构件(58；94)的外螺纹(62；96)配置成与所述钻孔(46；84)的内螺纹(50；82)配合。
18.根据权利要求15-17中任一项所述的植入系统(10)，
其中所述驱动构件(58；94)还包括布置在驱动构件(58；94)的圆周沟槽 (97)中的环(112)。
19.根据权利要求15所述的植入系统(10)，
其中所述驱动构件(58)包括驱动传输部分(72)，所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)包括沿着横向于一个或更多的骨紧固件接合构件(56)的纵向方向的方向布置的沟槽(74)，其中驱动传输部分(72)可移动地接合在所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)的沟槽(74)内。
20.根据权利要求19所述的植入系统(10)，
其中所述驱动传输部分(72)可旋转地支撑在所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)的沟槽(74)中。
21.根据权利要求15所述的植入系统(10)，
其中所述驱动构件(58；94)包括驱动传输部分(100；128；138)，所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)布置在基础构件(86，120；134)上，其中所述驱动传输部分(100；128；138)可移动地接合基础构件(86；120；134)。
22.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
还包括布置在髓内钉(12)的近端部分(20；78)中的固定器(54)，其中所述联接单元(14；110；116；130)在近端方向上的运动范围由固定器(54)限制。
23.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
还包括骨紧固件(16)，其中所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)接合所述骨紧固件(16)，以防止骨紧固件(16)围绕骨紧固件(16)的纵向轴线旋转。
24.根据权利要求1所述的植入系统(10)，
其中所述联接单元(14；110；116；130)被捕获地保持在髓内钉(12)的近端部分(20；78)内。
25.一种在整形外科中用于骨固定的植入系统(10)，包括：
髓内钉(12)，具有限定纵向轴线(44)的近端部分(20)，其中所述近端部分(20)包括限定大致平行于所述近端部分(20)的纵向轴线的第一轴线(68)的钻孔(46)和至少一个横向钻孔(26)；
骨紧固件(16)，配置成穿透所述横向钻孔(26)且具有至少一个沟槽(34)，该沟槽具有一个或更多的斜坡；和
联接单元(130)，配置成可移动地布置在近端部分(20；78)的钻孔(46)内且包括从髓内钉纵向轴线(44)偏移的一个或更多的骨紧固件接合构件(56)，所述一个或更多的骨紧固件接合构件(56)配置成接合所述至少一个沟槽(34)和经由所述一个或更多的斜坡施加压力到所述骨紧固件(16)上；
一个或更多的骨紧固件接合构件仅结合骨紧固件的一个面。
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