CN104717932A - 医疗用紧固件 - Google Patents

Abstract

在此披露了一种双头紧固件，该双头紧固件具有螺旋缠绕其轴的两个螺纹。螺纹齿廓(在截面中)构成在每个螺纹侧面上、基本上平行的上部小平面和下部小平面。一个第一螺纹具有比一个第二螺纹更大的一个牙顶直径。该紧固件的一个远端包括在这些螺纹上形成的自攻刀头，这些自攻刀头迫使骨头碎片前进至与这些刀头相邻的浅槽中，以供随后由相邻的骨组织再吸收。

Description

医疗用紧固件

技术领域

本发明总体涉及紧固件。更确切地，本发明涉及螺纹紧固件。最确切地，这些螺纹紧固件(或螺杆)对于在动力负载下嵌入独特且典型地非均质的材料尤其有用。一个普通实例将是矫形、兽医以及牙科环境中出现的骨头。

背景技术

在过去，在无动力负载情况下的均质材料已经可以得到可靠的紧固。然而，当均质性变化时并且当动力负载改变时，就产生了令人困惑的紧固件问题。骨骼骨架就是经受动力负载的非均质结构的一个实例。

骨骼包括骨组织。密质骨是骨组织的一种形式，该骨组织的特征在于比另一骨组织(又称松质骨、小梁骨或海绵骨)密度更大。该松质骨具有比密质骨更大的表面积，但其更柔、更弱且不太硬。当将一个螺杆嵌入具有这两个特性的骨头中时，螺杆的保持力(例如，拉出强度)受到螺杆被保持在该松质骨中的能力限制，因为松质骨是最脆弱的组成部分。然而，该紧固件仍必须设计成穿透该密质骨。现有技术锯齿螺纹(行业标准)无法解决动力负载下的骨头的非均质问题。

一个结果是现有技术无法提供以阻碍螺纹部分松动的方式来接合患者的骨头的一种可靠螺纹部分。骨头是硬度和弹性两者随年龄和位置两者而变化的一种显著结构。该紧固件上的负载必须不仅适应这些约束，而且还要适应患者在日常活动中产生的力的动力学。现有技术锯齿螺纹无法应对这些要求，从而导致该紧固件松动、或甚至拉出。

因此，行业惯例是提供具有更大螺距密度以增加保持力的长松质骨螺钉。这些螺杆典型地具有沿长度完全或部分地螺纹连接的轴和具有沿主要长度(不包括起始远端)的恒定牙顶直径的螺纹，并且该轴直径等于牙顶直径。因此，拉出阻力受到位于螺杆齿与其同相邻松质骨组织的结合部之间的松质骨的体积限制。

锯齿螺纹是目前的行业标准。有时会使用爱克米螺纹，但爱克米螺纹仅是其中暴露锐角螺纹在顶端处被截平的锯齿螺纹。这并不能补救锯齿螺纹的脆弱性。不幸的是，锯齿螺纹仅当在一个方向上施加对紧固件的负载力的情况下适用。(班达里(Bhandari)，机械元件设计(Design of Machine Elements)(2007)，第204页)。在这些负载力是多向的、或非单向的和轴向的情况下，可能发生故障。锯齿螺纹故障的一个表现是，在该紧固件作用于骨头上并且放大其内驻有该紧固件的孔的情况下“翻转(toggling)”，从而导致故障。

螺杆插入时间是随螺杆长度和介质对螺杆前进的阻力而变化。在手术室，就无菌与患者在手术中更短时间暴露有关这点而言，更短时间手术据信将会呈现更好结果。为此，一些专利已提出了双头、双螺纹紧固件，这样的紧固件具有两个不同牙顶直径(“高-低”)，每个螺纹一个牙顶直径。由于行业仍采取了锯齿螺纹几何形状，因此它们仍未解决在多向动力负载下嵌入非均质的骨组织的主要问题。请参见示例性美国专利6743233、5743914以及5720766。奇怪的是，这些专利技术并未被行业采纳。

发明内容

本发明的医疗用紧固件既提供了造成低摩擦力的更容易的插入，又提供了保持与该紧固件相邻的更大体积的松质骨。这些增加了拉出强度并且减少了插入时间。一个重要推论在于，与该紧固件相邻的松质骨不经历因不希望的摩擦而引起的高的插入扭矩所导致的升高温度。当温度超过低至116华氏度的温度时，已知将出现骨坏死，这损害了拉出强度并且引起紧固件的完全故障。

在安装期间减少的努力为外科医师提供了更佳反馈，从而允许实现关于该紧固件适当安装的改进的感觉和信号。目前，外科医师已知将高插入扭矩感测为关于此处已被紧固件牢固占据(purchase)并因此已实现期望固定质量的一个信号。

这种医疗用紧固件受益于其中两个螺旋螺纹沿轴螺旋地缠结在一起的一种双螺纹。每个螺纹具有其自身的自攻起始刀头，该刀头将骨头碎片(bone shard)输送到与该紧固件的轴整体成形的至少一个浅槽中。优选地，提供多个沟槽，这些沟槽具有用于将所引导的碎片接收在一个薄层中的最小深度。因此，骨头碎片的此薄沉积物仍可以由相邻的骨头吸收，并最小化碎片正坏死的组织和另外溃烂的部位。

如上所述，两个螺纹路径可以统一具有一个常规紧固件的相同的总螺距密度，如果期望的话。然而，两个螺纹路径上的齿(当在截面中观察时)在许多重要方面上完全背离现有技术。例如，每个齿上的上部小平面和下部小平面基本平行。此外，每个齿的厚度是最小的，近似刀片样(“厚薄规”)厚度。这种结构受益于该紧固件具有比其嵌入到的周围材料更大的强度，并与现有技术相比大幅减少安装所要求的扭矩。

另外，由于两个螺纹路径具有不同牙顶直径，该紧固件的动力学显著背离常规锯齿螺纹。存在两个不同牙顶直径的情况下，其中嵌入紧固件的骨头不由具有一个恒定“插头”直径(即，等于锯齿螺纹和轴直径的牙顶直径)的松质骨的骨芯保持，而由环绕较小直径牙顶直径和较大直径牙顶直径两者的残余骨头保持，从而产生松质骨在两个牙顶直径之间交错的一个“蛇形”或“锯齿形”连续体。

结果是模拟方波的一个骨“齿”几何形状；换言之，城齿状物(merlon)和垛口状物(crenel)交替散布的一个钝锯齿状轮廓或城垛状物。这导致了环绕紧固件的所保持的松质骨的体积显著增加。这个益处将不存在于以上所列那些双头专利中。此外，本发明的紧固件形成的骨齿邻接相邻紧固件齿之间的圆柱形轴部分。这避免了骨头在相邻紧固件齿之间渐尖的现有技术压点。

一个双头双螺纹的结构中的螺距(间距)提供重要益处，其中螺纹侧面具有平行的上部小平面或侧面和下部小平面或侧面。一个螺旋螺纹的该螺距优选地是一个常规松质骨锯齿紧固件的螺距的至少两倍。由于两个螺旋螺纹是交错的并且由于这两个螺纹的不同牙顶直径，更多体积的松质骨可供用于保持，从而导致更大拉出强度。

同等并最重要的是具有180度异相的两个螺旋螺纹的对称性。这意味着，在截面中，一个较小牙顶直径在沿长度的任何地方与一个较大牙顶直径基本直接相对。因此，施加在紧固件上的负载同时对沿螺纹图案的任何地方的一个较大牙顶和一个较小牙顶二者作出反应，其中平行于长轴线(尤其在偏置时)的负载通过彼此相对且偏转力的刀片样的螺纹作出反应。不平行于紧固件的长轴线的负载通过刀片结构连同平滑的轴更有效地分散，因为压点已最小化。

也就是说，不像一个锯齿螺纹那样，每个螺纹之间的空间不形成一个“V”形焦点(或支点)，该V形焦点此前限定沿骨组织的应力点和紧固件上一个故障点的位置两者。作为替代，松质骨组织遇到紧固件轴在相邻螺纹之间的圆柱形的平滑阔区。骨松质组织与这些平滑区域相邻邻接改进沿更多骨头表面的负载分布，而无此前由现有技术锯齿螺纹的锐角限定的“压”点。因此，横向于长轴线的力是类似地相对且偏转的。虽然已被如此告知，但现应当清楚，也类似地引导出倾斜力。

每个螺纹具有带有上部小平面和下部小平面的一个侧面。不像锯齿螺纹(在截面中，其呈三角形的(有时是截平的)侧面)那样，本紧固件的侧面中的每个的上部小平面和下部小平面非常紧密地间隔在一起，并优选地在截面中基本平行，从而产生一个非常薄的刀片样的螺纹。一个螺纹角定义为在相邻上部侧面与下部侧面之间的夹角。

刀片样的螺纹(具有基本上平行的上部小平面和下部小平面)导致接近0度的螺纹角。(对于单头螺纹和双头螺纹这两者而言，锯齿紧固件螺纹角典型地是60度。)因此，薄螺纹还导致安装期间最小程度的骨切除，从而导致保持更多骨头并且更容易地安装。当与双螺纹/头结构结合时，将会获得重要益处。

如上所述，双螺纹/头使得每个螺纹图案的螺距减小至少一半以维持相同的总螺距密度。然而，对于双头/螺纹结构，螺纹图案的攻角(导程角)也改变了2倍。这同样使“坡度(ramp angle)”(即，螺旋螺纹的盘旋率)改变2倍。一个螺旋角可以定义为由接近一个上部小平面的斜率的一条线与横向于该紧固件的该长轴线的一个交叉线所夹角度。例如，对于一个单螺纹紧固件，螺旋角在现有技术中典型地是11度。对于一个双头、双螺纹设计，该螺旋角替代地为约21度。

因此，施加的力矢量不仅受到所保持的更大体积的松质骨抵抗，而且还被螺纹的这些侧面以不同的小倾斜角来改向和偏转。重要的是，在本发明中，这些力被改向到相邻且更大量的松质骨中。总而言之，0度的螺纹角维持更多骨头，并且较高的螺旋角将力以一个优选角度来引导到更大量的骨头中。

可能自相矛盾的是，这种结构结合自攻刀头减少安装所要求的精力和时间，而增加了外科医师的触觉反馈且同时增加了保持力。众所周知，轴每回转一次，双螺纹结构就使该轴的轴向前进增加一倍。此处同样适用但却是就刀头而言，外科医师由于包括以下各项的特征的综合(confluence)而再次获得对紧固件螺杆的前进的感觉：改进的导程角、不同牙顶直径，以及在螺纹的相对侧面上出现的紧密间隔开的、基本上平行的薄小平面面。在截面中，这些小平面基本上垂直于该紧固件的该长轴线。

双头螺纹在直观上应具有用于起始和形成每个螺纹图案的至少一个刀头。为了对称前进，刀头应成对地部署、在直径上彼此相对间隔开来。另外刀头也应是成对的。相比之下，在本发明中，优选地为两个螺纹路径提供三个刀头，但这三个刀头以120度对称地设置在该紧固件周围，每个刀头具有其自身的碎片沟槽。第一刀头和第二刀头设置在两个螺纹中的每个上、120度分开，并且它们两者相配合以形成较小牙顶直径，而第三刀头在前两个的上游完成对较大牙顶直径螺纹的切割。

本发明的螺纹几何形状通过减少热生成摩擦来使插入力最小化。这允许了外科医师触觉反馈并减少了部署该紧固件所要求的努力。这结合了刀头进给碎片存储浅槽、定心导件以及改进的螺纹切割特征来保持摩擦力低，并且保持该紧固件对准和定向以防止游走远离优选路径。

许多紧固件的远端包括缓冲区(长凹槽)，其设计成帮助穿过整个骨头，从而限定一个“自攻”紧固件。具有一个自攻特征的一种锯齿螺纹紧固件通常包括一个长凹槽，该长凹槽是直的或至少接近于与该螺杆的轴线共线。因此，随着该紧固件前进，切割边缘朝该紧固件的头部输送骨头碎屑，该头部已进入螺旋螺纹的路径中。这种骨头碎屑沿螺纹齿积聚，并且增加插入扭矩和摩擦力，这因此会产生另外热量。碎屑还使该紧固件更难插入并且在骨头与该紧固件之间提供一个薄弱的接合处。

在本发明中，切割出的碎屑卷曲远离切割边缘，并进给到与紧固件整体成形且平行于其在一个环形外周上的长轴线的预成形的沟槽中。即，随着该紧固件前进，该长凹槽向下推动碎屑进入到相邻沟槽中。这导致了该紧固件与骨头形成为“骨齿”的部分之间的精确间隙。(接合螺纹紧固件的骨块应被称为骨齿)。因此，骨头与紧固件之间的接合处基本不含切屑，并且提供与该紧固件相邻的更健康的骨组织来防止骨头发生另外创伤。与未切割的骨组织相邻的沟槽中的碎片可供吸收和进给，由此产生一个更健康、更坚固的互连。

与锯齿型螺纹相关联的另一问题在于，该紧固件的螺纹之间的区域是锚固在骨头中的唯一部位，并且由于与之相关联的设计约束，这个部位很难优化。换言之，一旦选择好螺距以及牙顶直径和牙根直径，螺纹图案就已固定。由于紧固件的金属是强于保持骨头的量级，因此在出现故障时，总是会涉及骨创伤。这部分是由于所嵌入的紧固件材料太多而所保持的骨头太少。

相比之下，本发明最大化被接合的骨头，同时使紧固件的螺纹最小化，这些是无法通过锯齿螺纹和利用常见生产工艺的其他常见螺纹做出的。结果是骨创伤更少且被移除的骨更少，从而使得骨头强度增加来更好地保持该紧固件。

本发明摒弃了常规的思维和生产工艺，以追求可以从螺纹轮廓实现的新型且期望的功能。

因此，制造商采纳了一种简单又非常快速的生产工艺来生产功能不如常见木质螺杆那样好的螺杆。

本发明(尤其具有改进切割边缘、碎屑碎片移除、减小齿宽、可忽略螺纹角、沿螺纹小平面改进的力分布以及更少的骨移除)使得骨头产生新的接合特性，同时还在初始螺纹连接期间中向外科医师提供最佳可能感觉以及扭转顺序。

紧固件的侧面上的小平面还可以包括用于抵抗与该紧固件相邻的骨组织响应于负载而平行于这些小平面来隆起。在0度的一个螺纹角情况下，主要改向力矢量由对较大螺旋角的反应导致。因此，小平面对平行于这些小平面的负载的阻力是剪切的，并且阻力可以通过施加在这些小平面上的一系列锯齿增强。

优选地，这些锯齿被配置为在小平面的面上螺旋或同心地延伸的一系列齿样凸起和凹口。松质骨是有弹性的，该弹性随位置和患者年龄而变化。安装期间，该松质骨略被压缩，并且在安装后解压缩时，推动到锯齿中，从而变成嵌入在锯齿内，以便抵抗该松质骨在负载下隆起时的剪切力。平行于小平面表面施加的力的分量遇到由这些锯齿导致的阻力。

本发明的刀头还被设有不同于已提及的切割部位的一个第二活动切割部位。通常，这些螺杆需要移除，并且在一些情况下由于后续骨发育而非常难以摘提取。第二切割部位仅在去除过程中起作用，并且切除形成在螺杆周围的骨头。

发明目的

本发明的一个目的在于，提供一种改进过的松质骨螺杆紧固件。

另一目的在于，通过降低插入扭矩并且减少对安装的阻力从而提供更低摩擦力和快速插入来为外科医师提供更佳感觉。

另一目的在于，提供一种自身适于批量生产技术的紧固件。

另一目的在于，提供一种在松质骨中展现出增强的保持力并使骨创伤最小化的紧固件。

另一目的在于，增加接收紧固件的骨头体积。

从第一优点看，一个目的在于，提供：一种具有螺纹的紧固件，这些螺纹具有基本上平行于彼此的上部侧面和下部侧面，从而尤其地最小化锚固的骨位移。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种具有双头螺纹的松质骨紧固件。

从另一优点来看，一个目的在于，提供一种具有至少两个螺旋螺纹(threadflight)的紧固件，每个螺旋螺纹具有一个不同牙顶直径。

本发明的另一目的在于，形成一种骨头的截面看起来像方波锯齿状物的轮廓。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种具有改进过的导程角和螺旋螺纹的紧固件，这个改进过的导程角和螺旋螺纹结合先前所列举的目的引发在负载下有益的力分布。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种具有多个自攻刀头的紧固件，这些自攻刀头使得切割出的骨头碎片前进至一个整体成形沟槽中并且远离紧固件的螺纹。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种具有基本为零的螺纹角的紧固件。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种侧面小平面基本上平行于彼此的螺纹紧固件。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供其中一个螺纹部分的牙根直径基本等于一个无螺纹轴部分的一个直径的一种紧固件。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供大于单头螺纹紧固件的螺旋角。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，提供一种有助于紧固件移除及安装的刀头。

从另一优点看，本发明的一个目的在于，通过增加骨头与螺纹小平面之间的表面积来提供对松质骨在负载下隆起的阻力。一种增加表面积并增加对隆起和所造成的剪切的阻力的方式是对这些小平面的表面进行更改。

附图说明

图1是根据本发明的一个紧固件的沿其一侧的透视图。

图2是详细描绘顶部、近端的另一个透视图。

图3是详细描绘底部、远端的另一个透视图。

图4是紧固件的一个远端的另一个透视图，该图详细描绘起始螺纹、定心导件(centering pilot)以及自攻刀具结构(self-tapping cutter structure)。

图5是图3和图4的不同的透视图。

图6是小平面上用于抵抗剪切的锯齿状“V”形凹槽的透视图。

图7是紧固件的沿其纵向轴线截得的该截面视图。

具体实施方式

参考附图，其中相同数字反映相同部分，参考数字10指示本发明的紧固件(螺杆)。螺杆10具有一个细长轴13，该细长轴沿其长度基本上呈圆柱形的，并且在其中心具有一个线性长轴线100。螺杆可以具有一个头部6，该头部在其顶表面上被设有一个驱动面5。面5可以被赋予轮廓以容纳一个螺丝套头(drivesocket)、螺杆起子尖端、“梅花形”配合件、通用扳手等，以推进该螺杆。

已构想了多个螺旋螺纹，并且附图示出了一个两螺纹实施例。具有一个第一螺纹12的一个第一螺旋螺纹示出比具有一个第二螺纹24的一个第二螺旋螺纹更大的一个牙顶直径。优选地，这两个螺纹以180度彼此间隔开来，并且享有相同螺距。因此，图7示出，在截面中，一个第一较大牙顶螺纹12始终沿整个螺纹路径与一个第二较小牙顶螺纹24在直径上是相对的。已将骨“齿”(松质骨)保留在螺纹之间。

不像通过一个锯齿螺纹(其仅包括沿整个紧固件从牙根直径到牙顶直径具有恒定尺寸的一个“V”形状)保持骨头那样，本发明中所保持的骨齿25产生一个锯齿状或钝锯齿状外观。重要的是，该骨齿的高低区域也沿整个螺纹图案是180度相对的，这样使得在一方面一个最小骨体积的区域通过其对应的最大骨体积以180度相对在直径上强化。

当面对作用于紧固件上的负载时，相对骨齿和较大/较小牙顶螺纹共同作用以对抗这些负载并且将负载在整个松质骨上分散成无害的(可管理的)矢量。事实上，所施加的负载有助于整个松质骨中循环血液。

由于双头螺纹结构，像这样的一个双头螺纹的螺旋角20(图7)明显要比一个单头螺纹大一定量(典型地，正好小于2倍)。此螺旋角规定绕轴13成螺旋的螺纹12、24的斜率(或坡度)。例如，一个单头螺纹可以具有一个11度的螺旋角，而本发明的双头螺旋角20将是21度(从“水平面”来计，即，横向于长轴线100)。类似地，该紧固件所面对的负载也遇到了这个较大的螺旋角，并且被分散成无害矢量而进入到(比现有技术中出现的情况)更大体积的松质骨中。

每个螺纹被成形为具有上部小平面(更接近与头部6相邻的近端)和相反的下部小平面的侧面。螺纹12具有上部小平面21和下部小平面22；螺纹24具有上部小平面28和下部小平面27。图7揭示享有基本上平行的关系的小平面对(21，22)和(27，28)。即，小平面21、22、27、28全都彼此平行并且基本上垂直于长轴线100。这种结构尤其擅于分散平行于长轴线100的负载，并且这些螺纹的牙顶直径很适合平行于但轴向偏离中心线长轴线100的负载，这主要是由于所保持的松质骨的更大体积以及其与不同牙顶直径的相互作用。如图所示，螺纹12享有比螺纹24更大的一个牙顶直径。

不平行于该长轴线的扭转负载和其他负载通过以下项而受到抵抗：体积增大的松质骨围绕该紧固件蜿蜒的蛇形线、这些螺纹图案较大的螺旋角、以及在相邻侧面之间的空间。应当注意，轴13插在侧面之间。该松质骨在小平面的交接处并未遇到一个“V”(正如在锯齿螺纹中那样)，而是遇到圆柱形轴13的一个平滑阔区(expanse)。因此，在该部位并不存在“V形”压点，而替代地在骨头与螺杆之间存在一个平滑切向配准区域。

由于这些侧面小平面平行于彼此，该螺纹角(通过延伸相邻的上部小平面和下部小平面而形成的角度)为零。因此，在该松质骨上也不存在由该角度所导致的压点(附加矢量)。

在一个零螺纹角和平行的小平面的情况下，在松质骨与侧面的小平面之间传递的负载是剪切的；即，平行于它们的接合处。对剪切负载的阻力可以通过纹理化侧面来增强，它的一个实例在图6中示出。此处被体现为一系列“V”形凹槽42的锯齿40嵌入一个或多个小平面21、22、27和28中。这些凹槽将松质骨25接收在其内。

如上所述，松质骨可进行压缩和膨胀这两者。安装期间，骨头略被压缩，此后，其膨胀并填充凹槽42。剪切负载(平行于小平面表面)是由这个结构所导致的增大的摩擦力进行对抗。凹槽42可以形成一个螺旋、可以是同心的、或替代地可以仅被视为一个纹理化的、滚花或无光的表面。因此，松质骨的隆起是由这个增大的摩擦力进行对抗。

图4和图5示出了导件59、刀头200以及凹形骨头碎片保持沟槽55，该沟槽在圆柱形轴13的一个环形外表面上基本上平行于螺杆10的长轴线100。导件59的特征是锥形尖端，该锥形尖端以一定角度过渡至圆柱形轴13，从而产生一个径向导引部分60。主要骨头刀头200始于沟槽55的“左手”侧。这意味着，当该紧固件前进至骨头中(传统上是经由“顺时针的”或“向右手的”旋转)时，刀头200的活动表面移除刀头。每个刀头200具有朝螺杆的近端仅一较短距离(1个或多个螺纹)的一个活动螺旋表面。

刀头200对骨头碎片的实际切割是由刀头200的底部处形成的锋利切割前缘53所导致的，并且具有略钝化的切割后缘51。因此，放置在刀头200附近的一个凹形沟槽55从锋利切割前缘53接收由钝化后缘51切断的碎片。沟槽55各自策略性地放置在刀头的底部。沟槽55看起来像非常浅的细长椭圆，具有其上沟槽55向上渐尖至轴13的弯曲端壁49以及其间沟槽55具有其最大深度的平行线性侧壁48。

该沟槽的尺寸被设计成仅将骨头碎片薄层接收在其中。这允许这样的机会：未切割的相邻松质骨来吸收这些碎片并最小化存在较厚碎片沉积的可能性，否则可能因缺乏血液循环而造成坏死。锋利边缘53和钝化边缘51组合成近似一个爪样轮廓。碎片从切割边缘处卷曲并沿路径57来过渡至沟槽55。

图4包括(在刀头200的一个相对端上)至少一个锋利切割表面56，其仅在紧固件旋转以移除该紧固件(在本实例中是逆时针地)时是有效的。在历史上，在部位已经受活性恢复性骨生长的情况下，有时难以将紧固件移除，并且这个刀头56有助于更容易移除该紧固件。

优选的是采用三个刀头200通过移除骨头碎片并将它们放置在沟槽55中来形成骨齿25。最接近远端的刀头是形成所有螺纹12的第一促成器件，而更接近于近端的接下来的其他刀头相配合来移除另外碎片，从而为较小直径螺纹24和最终较大直径螺纹12提供间隙。

这些特征组合成净切割螺纹并沿碎屑路径57移动碎屑，从而在前进螺杆螺旋转动至骨头中时来将这些碎屑推入到一个相邻沟槽55中并且离开该前进螺杆的路径。沟槽55在轴(牙根)13处的前缘61是锋利的，并且通过在螺杆10转动至一个预钻导孔中时提供一个主动刮擦动作来在该预钻导孔的一个内径内形成一个精确配合。这种刮擦动作向下推动这些碎片进入到沟槽55中。此处益处在于切割边缘51、53导致这些碎片朝前卷曲，并且朝向并沿远离这些前进螺纹的路径57遵循沟槽55的轮廓。

换言之，在将紧固件顺时针地(CW)插入时，切割前缘53逐渐刮削薄的骨条，这些薄的骨条随后由后缘51切断，从而使得碎片向前前进并由刀头200在方向57上推动到沟槽55的刮擦前缘61上方。这形成一个真正的自攻螺杆，并还防止碎屑被吸如到前进螺杆螺纹和骨头中。这导致了低得多的切割压力、更干净的螺纹以及对骨头的更少伤害。(如果碎屑无法离开，那么它们将被吸入螺纹的路径中并被压入到周围骨头中。如果发生这种情况，所捕获的碎片可能引发一个炎症过程，这会造成在进行最终吸收时免疫系统攻击作为异物的这些碎屑而导致螺纹附近出现空隙，从而最终导致螺杆螺纹12和24的松动。)

导件59具有附图中所示的一个基本上修圆的弧形远端4。导件59的锥形过渡包括通到轴13的一个导引部分60。一个导件59经由圆柱形的导引区段60在弧形远端4与圆柱形轴13之间提供一个过渡部分。这个弧形末端4、角过渡部59以及导引部分60迫使紧固件10保持在预钻导孔中，并有助于在该紧固件穿过一个相对侧壁或骨部分时找到导孔，从而确保穿过骨头的所有后续钻出导孔部分的紧固件10配准，进而确保最大的抗拔强度(purchase strength)和拉出强度。

在使用中，优选地预钻出一个导孔，并且将紧固件10定向在该导孔上方。角过渡部59(导件59的弧形末端和圆柱形的导引部分60)嵌套在该预钻导孔之中。该紧固件以顺时针旋转(CW)前进使得(左手边的)切割前缘53渐增地刮削骨头碎片以使它们离开该紧固件，并且在已经由切割后缘53切碎并且受到沟槽55外围上的边缘61协助之后，后缘51沿路径57将这些碎片向下推动至沟槽55凹陷部分中。因此，根据紧固件的齿廓螺纹连接骨头，从而产生骨齿25。随着紧固件10前进到骨头中，骨齿25提供与紧固件10的积极接合，而不使得可用非常小的力来推进紧固件(不像现有技术那样)的外科医师经历可察觉的摩擦力(有害热量累积)或不想要的径向力。

这为外科医师提供关于手术的进展的精确信息。导件上的导引部分60精确跟踪预钻的孔，而不存在有害游走以及对相邻骨头的创伤。

不像现有技术那样，这种接触引起外科医师可察觉的力的改变。因此，外科医师具有更好的“感觉”来感测和调节对手术最有益的压缩/扭矩。顺便指出，在紧固件并不具有一个头部、而替代地埋头的情况下，存在相同改进过的触觉反馈。

虽然已描述了本发明的一个说明性的形式并且因此已经告知这个形式，但应清楚，修改被构想为如由所附权利要求书规定的本发明的一部分。

Claims (16)

1.一种医疗用紧固件，包括：具有一个近端和一个远端的一个细长轴；螺旋缠绕所述轴的一个第一螺纹，所述第一螺纹具有限定表面为上部侧面和下部侧面的小平面，所述上部侧面和所述下部侧面以基本上平行的关系进行定向。

2.如权利要求1所述的紧固件，进一步包括螺旋缠绕所述轴的一个第二螺纹。

3.如权利要求1所述的紧固件，进一步包括位于所述远端上的一个第一自攻刀头，用于在紧固件安装期间移除骨头碎片。

4.如权利要求3所述的紧固件，进一步包括与所述刀头相邻的一个沟槽，用于将这些碎骨接收在其中。

5.如权利要求3所述的紧固件，其中所述第一自攻刀头支持一个移除刀头在紧固件移除期间切除骨头。

6.如权利要求1所述的紧固件，其中所述小平面包括用于抵抗施加在与这些小平面相邻的松质骨上的剪切力的装置。

7.如权利要求1所述的紧固件，包括基本为零的一个螺纹角。

8.如权利要求2所述的紧固件，其中一个第二自攻刀头被设置在所述第二螺纹的一个远端上。

9.如权利要求8所述的紧固件，包括位于所述螺纹中的一个的远端上的一个第三自攻刀头。

10.如权利要求6所述的紧固件，其中用于抵抗剪切力的所述装置体现为设置在至少一个所述小平面上的锯齿。

11.如权利要求1所述的紧固件，包括位于所述远端上的一个导件。

12.如权利要求2所述的紧固件，其中所述第二螺纹被定向成使得其小平面与所述第一螺纹小平面在直径上基本相对。

13.如权利要求12所述的紧固件，其中所述第二螺纹小平面基本上平行于彼此。

14.如权利要求13所述的紧固件，其中所述第一螺纹具有比所述第二螺纹牙顶直径更大的一个牙顶直径。

15.一种医疗用紧固件，包括：具有带有一个锋利前缘、一个钝化后缘的一个爪形切割元件的一个自攻刀头；以及一个沟槽，该沟槽与该自攻刀头可操作地联通以将骨头碎片接收在其中。

16.一种形成为在截面中显现为一系列方波锯齿形锯齿状物的骨轮廓。