CN108697449A - 具有压缩属性的锚螺钉 - Google Patents

Abstract

一种用于旋入孔中，并带有高初始稳定性在其中自锁的锚。锚具有激进螺纹，自攻的顶端。锚的中心区域形成有多个螺旋槽和居间的槽脊。每个槽脊都带有压缩边缘。压缩边缘配置为在锚旋入就位时将周向扫掠的压缩应变施加至主体材料的内表面。锚的冠端包括塞特征，以减轻围绕孔周边的菌状扩散。螺旋槽与压缩边缘和凹槽相交。螺旋槽具有可变间距和减小的深度，其用于挤压和移位捕集的主体材料，从而增强稳定性和其他益处。在骨应用中，凹槽容纳促进和增强愈合的材料碎屑。

Description

具有压缩属性的锚螺钉

技术领域

本发明总体上涉及旨在在主体材料中提供固定的锚，更特别地涉及设计成当锚旋入就位时在主体材料中产生压实的锚，并且更特别地涉及放置在诸如骨的活体有机材料中的这种锚。

背景技术

旋入式锚用于许多应用中。例如，在工业和施工环境中，其中主体材料是木材或混凝土或金属或聚合物，锚可以放置在墙壁或其他构件中以提供固定的连接点以附接另一个元件。除其他用途之外，旋入式锚广泛用于医疗应用，其中主体材料是骨，以向金属板、销、杆、克氏针和诸如金彻氏钉和交锁钉的髓内装置提供固定的连接点。

牙锚是另一种形式的旋入式锚，其中主体材料是骨。牙锚，也称为骨内植入物或固定器，是用于支撑牙冠、牙桥、假牙、面部假体或用作齿颚矫正锚的手术装置。通常，这种锚设计为螺纹的锥形植入物，其在固定之后不立即负载，以便随着周围的骨生长到锚的缝隙和锚周围的缝隙中，随时间实现完全稳定性。骨向内生长可能需要几个月，直至锚实现足够的稳定性以投入正常使用。

在许多应用中，锚稳定性是关键考虑因素，因为锚必须能够支撑预期载荷。当主体材料不是有机活体组织时，通常在放置后立即实现最大锚稳定性。对于这些情况，锚应设计为最大化初始稳定性。在主体材料是有机活体材料(例如骨或木材)的应用中，达到完全锚稳定性可能需要放置一段时间以愈合和内生长。在后一种情况下，锚越快达到足够稳定性越好。

在初始放置时具有足够稳定性的锚是高价值的。尽管现有技术由许多不同的设计和概念组成，其旨在改善锚的稳定性——初始和长期两者——仍然存在对改进的持续期望。具体地，锚稳定性仍然是本领域中的长期企盼的需求，其中改进容易接受。

发明内容

根据一个方面，本发明涉及一种旋入主体材料中的类型的锚。主体材料可以是任何合适的类型。锚包括具有顶端和冠端以及中心区域的主体。中心区域布置在顶端和冠端之间。顶端具有顶部螺纹轮廓，其目的是当主体沿第一旋转方向强制转动时使主体逐渐更深地进入孔中。中心区域包括一系列纵向延伸的具有居间的槽脊的凹槽。每个凹槽都具有深度。每个槽脊形成压缩边缘，该压缩边缘配置为当锚旋入就位时，通过致密化作用将周向扫掠的压缩应变施加至主体材料的内表面。以及至少一个螺旋槽沿中心区域螺旋并与每个压缩边缘相交至少一次。

根据本发明的另一方面，椎弓根螺钉包括具有顶端和冠端的主体。主体的中心区域在顶端和冠端之间延伸。顶端具有顶部螺纹轮廓，用于当主体沿第一旋转方向强制转动时使主体逐渐更深地进入截骨中。中心区域包括一系列纵向延伸的具有居间的槽脊的凹槽。每个凹槽都具有深度。每个槽脊形成压缩边缘，该压缩边缘配置为当椎弓根螺钉旋入就位时，通过致密化作用将周向扫掠的压缩应变施加至截骨的内表面。至少一个螺旋槽沿中心区域螺旋并与每个压缩边缘相交至少一次。

本发明还设想了一种用于将锚旋入就位的方法，其中，当锚旋入就位时，在顶部螺纹轮廓之间和螺旋槽内部捕集的主体材料被逐渐挤压和操纵。这种挤压和移位使与锚接触的主体材料致密化，导致主体材料和锚之间增加的初级稳定性。在主体材料是活体有机物，例如骨或木材的情况下，这种逐渐的挤压和移位促进了快速的新生长形成。

附图说明

当结合以下详细描述和附图考虑时，将更容易理解本发明的这些和其他特征和优点，其中：

图1是示出了腰椎外科手术的部分立体图，其中锚以椎弓根螺钉的形式使用；

图2是大致沿图1中的线2-2截取的横截面图，示出了椎弓根螺钉通常如何穿过椎骨的椎弓根放置在椎体中；

图3是示出了使用本文中称为钻头的工具的制备孔形成过程的简化横截面图，其中，在设想的应用之一中，可以在由体内骨组成的主体材料中进行；

图4是使用如图3中的逐渐变大的一系列钻头穿过孔的夸张横截面图，其中在扩充过程的各个阶段示出了钻头的顶端以描述在成孔过程的每个阶段都经历磨削、压实和自体移植的周围主体材料的区域；

图5是如图3所示的钻头顶端的立体图，示出了顶端的区域，其中传送主体材料的颗粒以返回至孔的周围壁中；

图6是如图3中的视图，但示出了下压至与孔的内侧壁接触的钻头与大量外部冲洗相结合，由于流体动力学效应而导致施加至孔的内侧壁的压力的变化；

图7是根据本发明的一个实施例的大直径锚的侧视图；

图8是大致沿着图7的线8-8截取的穿过锚的中心区域的横截面图；

图9是如图7中的侧视图，但示出了略小尺寸锚用于比较；

图10是大致沿着图9的线10-10截取的穿过锚的中心区域的横截面图；

图11是图9的较小尺寸锚的立体图，其中标注标识其不同部分；

图12是图7的较大尺寸锚的立体图，其中标注标识不同部分；

图13是如图7中的锚的侧视图，其中添加了作图线以描述某些共同属性；

图14是当锚擦过孔的内表面从而向外移位并在周围的主体材料中引起残余应变时锚的单个压缩边缘的高度放大视图；

图15是在一段时间之后锚的单个压缩边缘的另一个高度放大视图，使得周围的主体材料表现出弹性响应和可能甚至内生长的初始阶段，例如可能在主体材料是体内骨的应用中发生；

图16是示出在主体材料的孔内的锚的嵌入部分的横截面图；

图16A～16G是在图16中的相应位置16A、16B、16C、16D、16E、16F和16G处的顶部螺纹轮廓和螺旋槽内截取的主体材料的横截面图，其中箭头指示压力；以及

图17是可选锚实施例的立体图。

具体实施方式

本发明涉及一种旋入主体材料中用于各种应用的类型的锚。该锚非常适合于在主体材料中首先制备最佳尺寸的孔的安装，然而自攻应用也是可能的。此外，锚可能最适合于主体材料具有一些弹性性质的应用，甚至更理想地适合于具有粘弹性性质的主体材料，其展现出一定程度的时间依赖性应变。主体材料包括但不限于骨、木材、细胞组合物、泡沫金属、无定形聚合物、半结晶聚合物、生物聚合物及其类似物。一种当前优选的主体材料是体内骨，其中锚用于为植入物或其他外科装置提供坚固的基础。必须理解的是，尽管以下描述经常参考某些外科/骨科应用，但是锚可以用于在各种工业和其他非外科环境中达到很好的效果。

图1和2示出了脊柱稳定形式的示例性骨科应用。脊柱稳定，也称为脊柱融合，是一种侵入性类型的手术，通常为解决下腰痛问题而进行。脊柱融合永久性地连接脊柱中的两个或多个椎骨，消除它们之间的相对运动。在许多情况下，外科医生将使用板、锚(在本文中称为椎弓根螺钉)和杆来帮助保持脊柱静止，使得椎骨可以愈合成一个牢固单元。这些图示说明了常见的现有技术实例，其中在图2的横截面中示出的两个椎弓根螺钉向下穿透椎弓根的峡部进入椎体。对插入深度要特别小心以避免穿透椎管以及椎体皮层。理想地，两个椎弓根螺钉应完全保持在椎弓根和椎体的皮层内。

类似这些的椎弓根固定系统已经成为一种流行的技术，然而融合失败的情况不可接受的高。一个充分记录的失败模式归因于椎弓根螺钉的不稳定性。因为通过相对较软的骨中的椎弓根螺钉固定点向脊柱施加显著的力，随着时间的推移，骨-金属连接的失败风险增加。

椎弓根螺钉以及其他形式的螺纹锚通常插入先前制备的孔中。当主体材料是骨时，尤其如此，但对于许多其他类型的主体材料同样常见。在骨中形成的孔有时称为截骨。无论主体材料组成如何，用于形成孔的技术都会对建立孔的内周边的侧壁的物理性质或属性产生显著影响。也就是说，形成孔的方式可以影响锚至主体接合点的稳定性。例如，已知使用麻花钻的标准钻孔技术切割和挖出主体材料以形成孔。在这些情况下，就密度、残余应变等而言，孔的内侧壁将保持与整个周围主体材料非常相似的组成。参考图3～6描述了孔形成的完全不同实例。后一种技术，分别称为旋转致密化、旋转压缩和骨致密化(在骨应用中)，其特征在于导孔的扩充，同时将少量产生的颗粒自体移植至侧壁中，从而几乎没有移除主体材料。该技术的详细描述可以在2016年9月17日公布的WO 2015/138842和2014年5月22日公布的WO 2014/077920中找到，两者均转让给本发明的申请人。这些参考文献的全部公开内容在每个管辖区域的适用法律允许的范围内通过引用并入本文。

在图3～6的示例中，孔20形成在主体材料22中以准备接收如图11、12或17中所示的旋入式锚。这些实例设想了主体材料22为骨的应用，在这种情况下，孔20可以称为截骨。在这种情况下，要安装至完全制备好的孔20中的预期锚将具有专门选择的已知螺钉长度和已知直径以满足应用的要求。锚的尺寸是制备孔20的重要因素。例如，在椎弓根螺钉的情况下，锚的植入长度可以为约42mm的数量级，直径可以在约4.5mm至约6.5mm的范围内。在牙科植入物的情况下，对于另一个实例，锚的植入直径可以是约3～9mm的数量级，以及长度可以在约5～20mm的范围内。当然，这些是示例性测量值；具体应用将决定期望的锚尺寸。通常，完全成形的孔20的深度将近似等于待稍后插入孔20中的锚的长度。

继续该外科背景作为实例，孔形成的骨致密化方法开始于将导孔钻至指定深度。指定深度可以等于、略多于或略小于锚的植入长度。例如，对于在约3～7mm范围内的锚直径，导孔的直径可以是约1.5mm的数量级。专门设计的钻头24连接至高速钻孔马达(未示出)。钻头24具有形成有螺旋凹槽和刀片的锥形主体。每个刀片具有工作边缘，当钻头24在非切割方向上高速旋转时，该工作边缘擦过孔的内壁而不切割。通过改变压力和/或冲洗流来实时控制摩擦动作产生的摩擦和热量。因为钻头24的主体是锥形的，所以外科医生/操作者可以在任何时候提升工作边缘脱离与孔的内表面的接触以允许冷却。这可以以受控的“弹跳”方式完成，如图3所示，其中压力以短脉冲形式施加，外科医生/操作者持续监测进展并进行精细校正和调整。随着向下施加的力增加，最终主体材料22中的应力超过其屈服强度。当此发生时，工作边缘将犁过表面，从而逐渐扩大孔20的直径，直至钻头24达到全部/最大深度。去除钻头24并使用不同的较大钻头24来重复该过程，从而实现孔20的扩充。根据需要重复该过程，直至孔20的直径的尺寸适于接收预期的锚。

图4示出了钻头24同时自体移植和压实主体材料22的颗粒的能力。压实方面可以定义为横向向外轻柔推动主体材料结构以压实围绕孔20的整个区域的组成分子。在图4中，通过旋转压实方法形成的孔20以约7°的数量级的夸张的锥度示出(与约2°～3°的范围内的更典型的锥角相比)以强调对每个逐渐增大的钻头24，必须磨削少量主体颗粒。

在图4中，表面26指示孔20的内壁，如在先前的扩充操作中由略小尺寸的不同钻头(未示出)制备的那样。下一个递增地增大的尺寸的钻头24的前端以实线示出为即将进入截骨并再次示出为大约2/3进入孔20。作图线28指示当钻头在孔20内从顶部移动至底部时钻头前端的圆柱形路径。前端的路径28的直径在其行进的距离上自然保持恒定。当钻头24首先如实线所示进入孔20时，先前孔26的内径近似等于前端的路径28的直径。然而，由于较小尺寸的现有钻头的锥形形状(未示出)，现有孔26的内径朝向孔20的底部逐渐变窄(即，向内逐渐变细)。随着当前的钻头24朝向孔20的底部更深地前进，越来越多的主体材料22被磨掉和/或移位以为其前进的前端腾出空间。磨削区域30，定义为表面26和28之间的空间，表示随着前端行进至孔20的全部深度，由前端的最外边缘研磨和/或移位的主体材料22。研磨或磨削区域30不仅包括侧壁，还包括钻头24的前端。

在图4的上下文中，表面32表示孔20的外壁，如当钻头24前端到达底部时，通过钻头24的扩充操作所制备的。表面32是钻头24的旋转主体的基本上完美的负面。换句话说，表面32将具有与钻头24的主体的锥度相等的锥度，以及由钻头的旋转端部形成的底部压痕。压缩区域34，定义为表面28和32之间的空间，表示当钻头24的主体进入孔20的全部深度时塑性移位的主体材料22。在区域34内的所有主体材料22在没有切割的情况下径向向外压缩至周围结构中，因此呈现了致密材料区域。

只要前端的最外边缘与主体材料(即磨削区域30)接触，磨损就会导致主体材料22磨削成颗粒。一些主体颗粒分布在凹槽上(见图5)，在那里将擦拭并压实它们进入孔20的壁中。将剩余的主体颗粒传送至孔20的底部并在那里将其擦拭并压入底部。结果，如图4所示，在压实区域34周围形成自体移植区域36。

图6以图形方式描绘了当旋转压实方法与冲洗流体的连续流组合时施加至孔20的内侧壁上的压力梯度。钻头凹槽的反向扭转将冲洗流体朝向孔20的底部推进(泵送)。将过量的冲洗流体不断地推出在钻头24周围的间隙中的孔20。根据液压和流体动力学的一般原则，在孔20内产生液压。压力梯度推压侧壁，制备和预处理孔20的内表面。该压力梯度将直接响应于操作者在他或她反复前进和放松旋转钻头24进入孔20时施加的力的量而增加和减少。通过调节钻头24的位置与冲洗流体的连续供应，操作者可以将具有类活塞效果的均匀分布的扩充性压力施加至孔20的内部——仅间歇地使用钻头24的工作边缘接触孔20的壁。这种跳动的液压效果具有许多预处理优点，其包括：1)孔20的主体结构的温和预应力，2)通过钻头24传递的触觉反馈，其允许操作者在钻头24和侧壁实际接触之前娴熟地辨别瞬时施加的压力，3)主体结构的增强的水合作用增加了主体韧性和增加了主体可塑性，4)将主体碎片液压辅助注入至周围的主体材料22，5)减少的热传递，6)流体动力学润滑，7)抑制或缓冲由主体材料感知或通过主体材料感知的创伤(例如，在外科手术应用的情况下由患者感知)，等等。

当钻头24的工作边缘破坏流体动力学层时，它们将执行所述的压实动作。在直接接触的区域中，由于通过工作边缘机械地施加的压力，压力梯度将经历急剧增加，这反过来导致主体结构塑性变形。同时，在钻头24下方捕集的冲洗流体将继续施加预处理静水压力。通过轴向地敲击在孔20内钻头24的旋转主体，可以有力地调节内部的液压。

一旦制备好孔20，可以在其中旋入合适的锚。在图7～16中，根据本发明的一个示例性实施例的锚总体上以38示出。锚38优选地插入使用上述压实方法制备的孔20中。然而，锚38不限于在以这种方式形成的孔20中使用。实际上，可以使用传统的钻孔/挖掘技术形成用于锚38的合适的孔20。以及在一些应用中，甚至可能不需要制备好的孔，尤其是如果锚38装配有自攻前导螺纹，类似图17的可选实例中所描绘的那些。

图示的锚38特别适于用作椎弓根螺钉，然而其他用途/应用当然可以通过对比例的一些改变来实现，包括非脊柱骨科和牙科以及各种不同的工业用途。为了比较的目的，在图7～12中示出了两个不同尺寸的锚38。较大尺寸锚38出现在图7～8和12中。较小尺寸锚38出现在图9～11中。大锚38和小锚38两者均示出为具有相同的长度，总长度可以约为45mm。较大尺寸锚38的尺寸可以设定为具有约6.5mm的直径，而较小尺寸锚38的尺寸可以设定为具有约4.5mm的直径。当然，这些尺寸配置为用于普通椎弓根螺钉应用。其他应用很可能需要对尺寸比例的改变。

锚38在图11～13中示出为包括形成有温和锥形外轮廓的主体。图13中的平行作图线A表明锥度可以非常小，在1°或更小的数量级。主体具有至少三个可辨别的部分：顶端40和冠端42以及中心区域44。顶端40形成锚38的前端，并且在使用中首先插入制备好的孔20中。主体的中心区域44在顶端40和冠端42之间延伸。实际上，顶端40、冠端42和中心区域44的相对纵向长度可相对于主体的整个纵向长度变化。在图示的实例中，顶端40延伸主体总长度的大约1/4，中心区域44延伸主体长度的大约1/2，以及冠端42延伸身体总长度的大约1/4。

顶端40形成有顶部螺纹轮廓46，其在一个实例中示出为侵入性的V形单线设计。顶部螺纹轮廓46具有右旋扭转，用于在主体沿顺时针方向强制转动时使锚38逐渐更深地推进至孔20中。即，顶部螺纹轮廓46形成前导螺钉特征，它随着其形成向下的路径同时切入孔20的内壁。顶部螺纹轮廓46具有顶部螺距和顶端导程，正如这些术语通常在螺纹的背景下理解。也就是说，导程是锚38一个完整旋转(360°)前进的纵向距离。螺距是从一个螺纹的牙顶到下一个螺纹的牙顶的距离。如果顶部螺纹轮廓46设计为单线螺纹结构，则顶端导程和顶端螺距将是相同的。在图示的实例中是这种情况，其将顶部螺纹轮廓46描绘为单线配置。然而，顶部螺纹轮廓46可以可选地形成为双线(双螺旋线)螺纹结构，意味着螺纹轮廓46的两个非交叉脊围绕锚主体缠绕。

顶部螺纹轮廓46的牙顶，即最外侧的螺旋脊，其直径非常略微地变细。与图13中的平行作图线A相比。然而，锚38的根部或芯体更加迅速地变细，如可以通过叠加的作图线B所观察到的那样。当锚38旋入就位时，锚38的根部或芯体的锥形形状具有向外压缩捕集在螺纹绕组之间的主体材料22的效果。顶部螺纹轮廓46的螺距在整个顶端40保持大致恒定，然而，接近中心区域44时螺纹结构的厚度可以(可选地)逐渐增加。可以观察到，在图7和13的较大直径锚38实例中，螺纹厚度逐渐增加。然而，可以看到，在图9的较小直径锚38的实例中，螺纹厚度大致一致。顶部螺纹轮廓46的最前端可以配置有锋利的刀片状攻丝特征48。在这些实例中，攻丝特征48采用磨削的形式，旨在帮助推进螺纹有效地切入主体材料22中。可以考虑其他策略以帮助顶部螺纹轮廓46将负螺纹结构攻丝至孔20的内壁中。以下结合图17描述一种可选方法。尽管未示出，顶端40的极顶点可以是某种程度圆顶或钝的，以帮助防止在到达孔20底部时的过度插入。

中心区域44的特征在于围绕主体设置的多个浅的槽状凹槽。例如，大直径锚38在图8中示出为具有十二个凹槽。图10的小直径锚38仅具有十个凹槽。当然，较大的直径更适于更多的凹槽。凹槽可以围绕主体均匀周向布置，以帮助在插入期间保持稳定性。尽管凹槽可以是直轴向的，但在优选实施例中，凹槽具有左旋方向的长导程螺旋扭转。也就是说，凹槽优选地具有相对于顶部螺纹轮廓46的螺旋方向的反向扭转。

还参考图14和15的高度放大的图像，在每两个相邻的凹槽之间形成槽脊50。每个槽脊50具有前导面52和相对的后尾面54。即，当锚38旋入孔20中时，每个槽脊50的前导面52先行，其后尾侧面54跟随。每个槽脊50形成脊状特征，其具有与插入的凹槽的反向螺旋扭转相对应的反向螺旋扭转。在每个槽脊50及其后尾面54的交叉处是压缩边缘56。压缩边缘56可以是基本上没有边缘，意味着每个槽脊50的整个面在压缩边缘56之前掉落以在旋转期间提供除压缩边缘之外的完全间隙。基于应用，主锥形间隙角，即压缩边缘56的切线和每个槽脊50之间的角度可以在约1°和30°之间的任何位置。因此，槽脊50向旋转方向倾斜并且在压缩边缘56前用作斜面或楔子，使得主体材料22不从孔20的内壁切割。因此，压缩边缘56在非切割方向上固定(相对于锚38的主体)，意味着压缩边缘56带着相当大的负纵斜沿孔20的内壁拖动或擦拭而不是像铰刀一样切入内壁。

压缩边缘56示出为大致在中心区域44的整个长度上延伸，即在顶部螺纹轮廓46和冠端42的起点之间延伸。与居间的凹槽类似，压缩边缘56共用左旋螺旋扭转，虽然直轴向配置也是可能的。长导程，在锚38主体的总长度的1至3倍的数量级，设想用于压缩边缘56的绞向。每个压缩边缘56的径向测量值，即锚38的中心轴线与压缩边缘56的弧(图15)的距离，是由顶部螺纹轮廓46建立的平缓锥度的函数。即，通过与图13中的平行作图线相比，可以观察到压缩边缘56延续顶部螺纹轮廓46的牙顶的轻微锥度。

每个压缩边缘56被螺旋槽58中断。优选地，围绕中心区域44的浅凹槽和槽脊50都被相对较深的螺旋槽58中断。即，沟状螺旋槽58的基部优选地至少与凹槽一样深，以沿中心区域44的整个长度在每个交叉点处中断槽脊50和凹槽的整个特征。更优选地，螺旋槽58位于凹槽基部下方，具有比凹槽深度深约一至四倍(1X～4X)的轮廓。凹槽和螺旋槽58之间的相对深度关系可以沿中心区域44的长度保持恒定或可变。在所示的实例中，螺旋槽58比邻近顶端40的凹槽深约三倍(3X)，并且比邻近冠端42的凹槽深约两倍(2X)。这种深度的变化是因为螺旋槽58的基部处的直径大致沿与顶端40相同的根部作图线B逐渐变细。即，在此实施例中，整个中心区域44的螺旋槽58的深度，以及顶部螺纹轮廓46的根部的深度共用共同的锥形接续器，导致远离顶端40逐渐减小的芯体直径。作图线BB证实了这一点。如前所述，螺旋槽58和顶部螺纹根部的锥形几何形状设计成支持优越的初级稳定性和加载方案。

螺旋槽58与在顶端40中的顶部螺纹轮廓46之间建立的螺旋根部结构平滑地连接。也就是说，从顶端40向上描迹螺旋根部结构将直接且几乎不可察觉地引入至螺旋槽58中。图示的实例将顶部螺纹轮廓46示出为单线设计，以及在这种情况下，螺旋槽58同样是单绕组。或者，如果顶部螺纹轮廓46是双线类型，则可能的是，两个缠绕的螺旋槽将沿中心区域44卷绕。

在图示的实例中，螺旋槽58的轴向宽度沿中心区域44的长度保持大致一致，但是螺旋槽58的螺距改变。优选地，但不是必须地，螺旋槽58的绕组结构在其朝向冠端42卷绕时伸展或增长。因此，不同于具有通常大致恒定的螺距(一些微小的变化是可能的)的顶端40的螺旋根部结构，螺旋槽58的螺距逐渐增加。在顶端40和中心区域44的连接处，螺旋槽58的螺距基本上等于顶部螺纹轮廓46的螺旋根部结构的螺距，这是平滑过渡的原因。这呈现了螺旋槽58是顶部螺纹轮廓46的螺旋根部结构的连续延伸的外观。然而，在中心区域44与冠端42的连接处，螺旋槽58的螺距是顶部螺纹轮廓46的螺旋根部结构的螺距的大约两倍(2X)。这种螺距的变化是均匀渐进的，即，螺距从相对恒定的顶部螺纹轮廓46螺距的～1X得体地增加至～2X。锚38的根部或芯体的锥形形状(图13中的作图线BB)，与螺旋槽58的逐渐变化的螺距结合，具有当锚38在孔20中旋入就位时逐渐挤压和操纵受影响的主体材料22的效果。该挤压效果与塑料注射成型技术中的一些螺钉或喷气发动机的压缩机部分产生的挤压效果有些相似。

沿着锚38的主体，螺旋槽58的扩展螺旋地将每个压缩边缘56和每个凹槽平分至少一次。具有每个凹槽/压缩边缘58的螺旋凹槽58的实际交叉点的数量由螺旋凹槽58的螺距、凹槽/压缩边缘58的左旋扭转和中心区域44的长度决定。在图7和9的实例中，螺旋槽58形成大约四个半(41/2)圈，并且将每个槽/压缩边缘56平分三次或四次。因为螺旋槽58具有与顶部螺纹轮廓46的螺旋根部结构大致相同的宽度和深度，所以中心区域44内的压缩边缘56呈现出加宽的螺纹结构的外观，其牙顶脊带有压缩边缘56。以这种方式，组合的顶部螺纹轮廓46和螺旋中断的压缩边缘56产生统一的右旋扭转螺纹结构的外观，该螺纹结构从顶端40延伸，大致不间断但连续地改变尺寸，直至在具有冠端42的过渡颈部特征的接合处跳出。目前将描述由这种独特配置实现的一些益处。

在图16中，锚38示出为完全位于主体材料22中。螺旋根部结构留下的压痕的横截面在位置16A、16B、16C、16D、16E、16F和16G处采样。注意，位置16A、16B、16C和16D之间的轴向间距相对相等，而位置16D、16E、16F和16G之间的轴向间距逐渐增大。这说明了与顶部螺纹轮廓46的相对恒定的螺距相比，螺旋槽58的螺距变化。图16A～G分别提供了这些位置中的每一个的高度简化的视图。每个图像表示在放置锚38时在螺旋谷中捕集和操纵的主体材料22。当锚38更深地穿透至主体材料22中时，可以更容易地理解上述挤压效果。除挤压之外，由于螺旋槽58变化的螺距，围绕锚38的中心区域44的捕集的主体材料22也轴向移位。这种挤压与移位相结合使与锚38接触的主体材料22致密化，由于主体材料22和锚38之间的物理交锁(较高接触程度)，导致增加的初级稳定性。在主体材料22是骨的情况下，由于成骨细胞在与锚38紧密接近的骨上成核，这种逐渐的挤压和移位促进了快速新骨生长形成。组织形态学数据表明自体骨碎屑充当促进围绕锚的新骨形成的成核表面，从而提供优越的稳定性和更大的骨至植入物接触。此外，螺旋槽58和凹槽以及其他裂隙将充当容纳材料碎屑作为压实自体移植的腔室，其在骨应用中将促进和增强愈合。

图14表示主体材料22的高度放大区域，当锚38旋入就位时，该区域被压缩边缘56作用于其上。这里看到压缩边缘56向孔20的内表面施加周向扫掠的压缩应变。压缩边缘56擦拭并摩擦孔20的内壁，导致孔20的同时增大以及构成主体材料22的分子的致密化。当锚38将其自身更深地拉入孔20中时，由所有压缩边缘56的协同作用引起的同时扩大和主体材料22的致密化，由于锚38的轻微锥形和螺旋槽58的变化螺距而产生逐渐更大的效果。当压缩边缘56形成有如图7～13所示的左旋螺旋扭转时，由拖过骨表面的压缩边缘56产生略微的相对轴向反作用力。反作用力分量(法向、切向和轴向)的组合协作向骨材料施压超过其屈服强度，允许压缩边缘56犁过表面并逐渐扩大孔20，同时在主体材料22中累积应力。

如图15所示，当锚38在孔20中达到全部深度时，主体材料22中的累积应力几乎立即开始填充至凹槽中和压缩边缘56周围。周围的主体材料22的快速弹性响应将锚38快速地自锁定就位，使得它不容易旋开，从而为锚38提供高稳定性。一旦主体材料22中的所有残余应变已经耗散并达到平衡状态，锚38将以最大固定强度锁定就位。取决于主体材料22的组成特征，平衡可能或可能不会导致完全填充所有凹槽和槽和根部。

在主体材料22是骨的情况下，然而，随着时间的推移，天然再生和向内生长将完全填充在空隙中。放置后不久，骨将膨胀并开始生长至锚38周围的裂隙中。围绕中心区域44的骨膨胀将锚38更紧密地自锁在孔20内。在早期阶段，锚38的至少一些承载能力是可能的。随着时间的推移(例如，在正常健康骨中约2～4周)，将发生几乎完全的骨向内生长至锚38的裂隙中。当有效地完成愈合时，锚38完全机械地锁定在骨中。

冠端42包括平台60，平台60限定锚38的最远端特征。在使用中，一旦锚38完全安置在孔20中，平台60保持暴露。在一些情况下，例如牙科植入物和墙锚，平台60将包括向下延伸至锚38的主体中的内部连接。内部连接是在许多现有技术的锚设计中发现的标准的腔状特征，用于适于接收抵接构件的螺纹柱。可选地，平台60可以是相对平坦的，如垫圈头，以在主体材料22的表面上分布力。在图示的实例中，其配置为用作椎弓根螺钉，平台60具有球状外部连接特征，其与通常用于类似于如图1和2所示的那些的脊柱稳定情况的合适紧固件元件配合。当然，平台60的形状/设计，无论是内部还是外部或其他，可以适合于满足需要预期的应用的需求，不论预期的应用是什么。

如图11和12中略微可见，平台60的端部可包括工具接收插座62。这些实例示出了用于互补形状螺丝刀头的星点或多螺丝刀型插座形式的插座62。当然，工具接收插座62的形式将与相关工业/使用领域的应用和标准相匹配。

可选地，冠端42可以形成有塞元件64。塞元件64设计成在进入点处改善主体至锚之间的接触，并且有助于减少(如果不是消除的话)围绕孔20的主体材料22中的火山状菌状扩散的情况。因此，塞元件64使得安装的冠端42整齐地位于主体材料22的表面处或其附近，从而产生更好的安装。塞元件64描述为可选的，因为可以设想一种锚38，其中没有将这种塞特征结合至该设计中，但是其享有本发明的其他属性和优点。塞元件64可以以各种方式形成，以实现类似的——尽管可能有些变化——结果。在图示的实例中，塞元件64由具有右旋扭转的冠状螺纹轮廓构成。这里，冠状螺纹轮廓是单线螺纹结构，其螺距明显小于顶部螺纹的螺距。特别地，冠状螺纹轮廓的螺距比顶部螺纹轮廓46的螺距短约40％。环形颈部在中心区域44和冠状螺纹轮廓之间形成短而平滑的过渡。该颈部的直径可以近似等于螺旋槽58的邻接深度，从而有助于捕集的主体材料颗粒从螺旋槽58至颈部中的平滑流。请再次参考图13中的作图线B-B，其通向环形颈部处的终点。以这种方式，在主体材料颗粒交会冠状螺纹轮廓之前，颈部用作捕集的主体材料颗粒的有用的预备区域。

冠状螺纹轮廓可配置有支撑形状。在机械方面，支撑螺纹结构设计用于在一个方向上处理极高的轴向推力。承载螺纹面(在拉出方向上)垂直于纵向轴线或略微倾斜(通常不大于7°)。另一面倾斜约45°。当锚38旋入孔20中达到足够的深度时，冠状螺纹轮廓与孔20的内壁接合并开始沿向下的擦拭方向移位主体材料22。应当注意，因为在此实例中的冠状螺距小于顶部螺距，所以冠状螺纹轮廓将被顶部螺纹轮廓46比它们倾向于以顺时针旋转而前进更快速地拉动至截骨中。此动作使得冠状螺纹轮廓的螺旋牙顶将主体材料22向下拉入或刮入孔20中，包括可能已经开始围绕孔20的边缘向上菌状扩散的任何主体材料22，导致围绕孔20的更平滑更少中断的表面。当然，冠状螺纹结构可以采用许多不同的形状和结构。

如果使用的话，塞元件64可采用许多不同的配置。右旋扭转螺纹只是一种可能性。其他可能性包括但不限于左旋扭转螺纹，其具有侵入性向下擦拭效果、环形肋及其类似物。

在使用中，通常，预先制备具有与顶端40处的根部直径大约一样大的直径的孔20以接收锚38。在一些自攻应用中，可以接受在没有制备好的孔20的情况下，将锚38直接旋入至主体材料22中。优选地，但不是必须地，使用图3～6的前述致密化/自体移植技术来完成孔20的制备。当锚38最初旋入孔20中时，其顶部螺纹轮廓46立即切入主体材料22的内表面并扩展向下螺旋的路径，将锚38的剩余主体拉向完全就位深度。当压缩边缘56进入孔20时，它们开始通过压缩作用向孔20的内表面施加周向扫掠的压缩应变。锚38在孔20中越深入，压缩边缘56擦拭并摩擦主体材料22的程度越大。这在图14中以稍微夸张的方式示出。然而，因为主体材料22很可能具有某种程度的弹性特性，在每个压缩边缘56经过之后会有一些“回弹”。以这种方式，当锚38被向下拉时，多个压缩边缘56相继擦拭孔20的内壁，从而有助于在主体材料22中产生残余应变。

当压缩边缘56拖过主体材料22时，每个压缩边缘56上的力可以分解成两个分力：一个垂直于主体材料22的表面，向外挤压它，另一个切向，沿着孔20的内表面拖动它。还应当注意到，由于左旋螺旋扭转，当同时强制前进至孔20中时，压缩边缘56也将产生略微的相对轴向反作用力。相对轴向反作用力通过在将锚38推出孔20的方向上施加力而抵抗锚38插入的轴向前进方向，但是太弱而不能克服顶部螺纹轮廓46的牵引力。随着切向分量通过顺时针旋转增加，压缩边缘56沿孔20的内表面滑动。同时，沿压缩边缘56的法向(即，径向)力将使主体材料22变形，特别是如果它像例如小梁骨那样相对柔软。因此在主体材料22表面中引起的残余应变将超过其屈服强度，允许压缩边缘56像抛光操作一样犁过表面。如图14所描绘，压缩边缘56的犁动作因此影响孔20的整个内表面的机械性能。

通过压缩边缘56施加的应力继续在孔20周围累积。当锚38到达全部深度并停止旋转时，主体材料22中的积聚应力从限制中释放，可以说，因此，如图15中图示的那样，引起前述的回弹动作将压缩边缘56锁定就位。主体材料22对来自旋入操作的应力加载几乎立即产生的弹性响应，可能也在早期孔制备期间累积，提供了有利的高初始锚38稳定性。此外，在凹槽中弹性膨胀的主体材料22的部分有效地将锚38自锁定就位，使得它不能通过旋开而容易地移除。这种具有压缩边缘56的锚38的另一个好处是它的强化某些类型的主体材料22的构造的能力。例如，当骨或木材或泡沫(仅举几例)受到在其屈服点和极限抗拉强度之间的区域中的应力时，材料经历应变硬化。应变硬化，也称为加工硬化或冷加工，是通过塑性变形来强化韧性材料。这种强化是由于材料的晶体结构内的位错运动和位错产生而发生的。并且该锚38的另一个好处在骨应用中特别发现，其中压缩边缘56和其他特殊属性具有激活自然骨再生的能力。

因此，使用方法可以描述为将锚30逐渐更深地旋入制备好的孔20中，同时利用一系列压缩边缘56将周向扫掠的压缩应变施加至孔20的内表面。随着压缩边缘56拖过孔20的内表面，应力在侧壁中累积。当锚38达到全部深度并停止旋转时，不再限制积聚的应力，使得主体材料22围绕压缩边缘56填充。快速弹性响应提供有利的高初始锚38稳定性，将锚38自锁就位，使得它不能通过旋开而容易地移除，并且强化孔20的周围壁。在骨应用中，为成功的长期锚38稳定性而刺激天然骨再生。

图17显示了本发明的可选实施例。在此实例中，对应于前述实例中描述的那些的锚138的特征用相似的附图标记标识，但具有1-前缀(即，偏移100)。该实例还配置用于骨科应用，例如图1和2的前述椎弓根螺钉环境。与中心区域144相比，顶140和冠142端相对较短。可以说顶端140和冠端142各自约为锚138的总长度的1/5。以及中心区域144约为锚138的总长度的3/5。

顶部螺纹轮廓146设计成使锚138在没有导孔或仅有相对小的导孔的情况下自攻。自攻指示锚138在转动时前进，同时产生其自己的螺纹的能力。通过在顶部螺纹轮廓146的连续性中磨削至少一个凹穴148来促进这种自攻能力。当锚138顺时针旋紧时，凹穴148帮助在孔的周围壁中切割互补螺纹。凹穴148将在插入期间收集主体碎屑。

在中心区域144中，没有如先前实例中那样连接至顶部螺纹轮廓146的根部的螺旋槽。然而，凹槽和槽脊50不是连续的。中间螺纹结构166中断中心区域144中的压缩边缘156。中间螺纹结构166的螺距可以具有或不具有大致等于顶部螺纹轮廓146的螺距。当将锚138插入孔中时，中间螺纹结构166用作顶部螺纹轮廓146的牵引力的助力器，以帮助避免在较软的主体材料中剥离顶部螺纹轮廓146。

在冠端142中，冠状螺纹轮廓形成塞元件164。环形颈部用作从中心区域144至冠状螺纹轮廓的过渡。这些冠状螺纹轮廓具有与顶部螺纹轮廓146和中间螺纹结构166的螺距大约相同的螺距。具有大致匹配的螺距，三组螺纹(每个部分140、142、144中的一个)在插入期间协作。

在骨科应用中，根据本发明的锚38、138能够在初始放置时达到足够的锚稳定性。此外，由于其促进骨再生的独特能力，长期锚稳定性得到增强和加速。本发明的独特压缩属性与螺纹形状、表面纹理和/或特殊涂层的许多现有技术的变体相容。

此外，本发明的概念可以适于沿着2014年6月19日公开的申请人的专利申请WO2014/093487中描述的线形成用作牙科植入物的相对短的锚。WO 2014/093487的全部公开内容在每个管辖区域的适用法律允许的范围内通过引用而并入本文。

重申一下，本发明的原理不限于骨作为主体材料22。实际上，本发明的压缩锚38、138可以配置为在几乎任何类型的材料中建立固定，包括细胞和非细胞材料，如果它具有合适的弹性响应特性，使得当锚38、138到达全部深度时，周围材料中的累积应变将围绕压缩边缘56、156和其他裂隙填充，或多或少地如图15所示。周围材料的这种弹性响应将锚38、138自锁就位，使得它不容易旋开，从而向锚38、138提供高初始稳定性。当主体材料22具有活体特征时，愈合诱发的内生长将产生更强的紧抓。例如，当锚38、138旋入活树时，木材的活体细胞将生长到锚38的裂隙中。同样，当锚38、138旋入体内骨时，上述内生长将提供显著增强的固定。不应轻视非有机应用。例如，锚38、138可以用于广泛用于航空航天、热屏蔽和其他关键应用中的金属泡沫。锚38、138的附加预期应用包括在柔软松散的土壤和泥土的土质孔中的土木工程场景。实际上，由于锚38、138的独特压缩特性，也可能存在许多其他应用。

贯穿本说明书，参考右旋和左旋螺纹。右旋螺纹在顺时针旋转下前进，相反地，左旋螺纹在逆时针旋转下前进。右旋螺纹占最常见的比例，因此在整个说明书中已经进行了这种使用。然而，应当理解，所有螺纹结构从右旋到左旋的反转(反之亦然)是可能的，并且将导致在插入时具有逆时针旋转的基本相同的性能特征。因此，顶部螺纹轮廓46的左旋扭转被认为仅仅是本文所公开和要求保护的实施例的结构等同物。换句话说，如果顺时针或逆时针方向中的一个被认为是“第一”旋转方向而另一个顺时针和逆时针方向被认为是“第二”旋转方向，则可以准确地说如果在第一旋转方向上形成顶部螺纹轮廓46、146，则压缩边缘56、156的螺旋扭转优选地在第二旋转方向上或是直的(即，无限导程)并且在非切割方向中成角度以不从孔20的内壁切割材料。

已经根据相关法律标准描述了前述发明，因此该描述实质上是示例性的而不是限制性的。通常与特定领域相关联的任何术语的使用不得狭义地解释为将本发明的假定应用限制于该特定领域。公开的实施例的多种变体和修正对本领域的技术人员而言是明显的，因此均落入本发明的范围内。

Claims (14)

1.一种旋入主体材料中的类型的锚，所述锚包括：

具有顶端和冠端的主体，所述主体的中心区域在所述顶端和所述冠端之间延伸，

所述顶端具有顶部螺纹轮廓，用于当所述主体沿第一旋转方向强制转动时使所述主体逐渐更深地进入孔中，

所述中心区域包括一系列纵向延伸的具有居间的槽脊的凹槽，每个所述凹槽都具有深度，每个所述槽脊形成压缩边缘，所述压缩边缘配置为当所述锚旋入就位时，通过致密化作用将周向扫掠的压缩应变施加至主体材料的内表面，以及

至少一个螺旋槽沿所述中心区域螺旋并与每个所述压缩边缘相交至少一次。

2.根据权利要求1所述的锚，其中，所述螺旋槽具有的深度等于或大于所述凹槽的深度。

3.根据权利要求2所述的锚，其中，所述螺旋槽的深度在所述凹槽的深度的约一和四倍之间。

4.根据权利要求1所述的锚，其中，所述顶部螺纹轮廓形成至少一个螺旋根部结构，所述螺旋槽作为其连续延伸直接邻接所述螺旋根部结构。

5.根据权利要求4所述的锚，其中，所述顶部螺纹轮廓具有大致恒定的螺距，所述螺旋槽具有可变螺距。

6.根据权利要求5所述的锚，其中，所述螺旋槽的所述可变螺距大致等于邻近所述顶端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距，以及所述螺旋槽的所述可变螺距大于邻近所述冠端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距。

7.根据权利要求4所述的锚，其中，所述锚在所述中心区域和所述顶端上具有连续锥形根部芯体直径。

8.根据权利要求4所述的锚，其中，所述顶部螺纹轮廓是单线。

9.根据权利要求1所述的锚，其中，所述顶部螺纹轮廓具有右旋扭转，以及每个所述压缩边缘具有左旋螺旋扭转，所述凹槽具有对应于所述压缩边缘的所述左旋扭转的左旋螺旋扭转。

10.一种椎弓根螺钉，包括：

具有顶端和冠端的主体，所述主体的中心区域在所述顶端和所述冠端之间延伸，

所述顶端具有顶部螺纹轮廓，用于当所述主体沿第一旋转方向强制转动时使所述主体逐渐更深地进入截骨中，

所述中心区域包括一系列纵向延伸的具有居间的槽脊的凹槽，每个所述凹槽都具有深度，每个所述槽脊形成压缩边缘，所述压缩边缘配置为当所述椎弓根螺钉旋入就位时，通过致密化作用将周向扫掠的压缩应变施加至截骨的内表面，以及

至少一个螺旋槽沿所述中心区域螺旋并与每个所述压缩边缘相交至少一次。

11.根据权利要求10所述的椎弓根螺钉，其中，所述螺旋槽具有的深度等于或大于所述凹槽的深度。

12.根据权利要求10所述的椎弓根螺钉，其中，所述顶部螺纹轮廓形成至少一个螺旋根部结构，所述螺旋槽作为其连续延伸直接邻接所述螺旋根部结构。

13.根据权利要求12所述的椎弓根螺钉，其中，所述顶部螺纹轮廓具有大致恒定的螺距，所述螺旋槽具有可变螺距，所述螺旋槽的所述可变螺距大致等于邻近所述顶端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距，以及所述螺旋槽的所述可变螺距大于邻近所述冠端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距。

14.一种旋入主体材料的制备好的孔中的类型的锚，所述锚包括：

具有顶端和冠端的主体，所述主体的中心区域在所述顶端和所述冠端之间延伸，

所述顶端具有顶部螺纹轮廓，用于当所述主体沿右旋旋转方向强制转动时使所述主体逐渐更深地进入所述孔中，所述顶部螺纹轮廓形成至少一个螺旋根部结构，所述顶部螺纹轮廓具有大致恒定的螺距，

所述中心区域包括一系列纵向延伸的具有居间的槽脊的凹槽，每个所述凹槽都具有深度，每个所述槽脊形成压缩边缘，所述压缩边缘配置为当所述锚旋入制备的孔中时，通过致密化作用将周向扫掠的压缩应变施加至主体材料的内表面，每个所述压缩边缘具有左旋螺旋扭转，所述凹槽具有对应于所述压缩边缘的所述左旋扭转的左旋螺旋扭转，以及

至少一个螺旋槽沿所述中心区域螺旋并与每个所述压缩边缘相交至少一次，所述螺旋槽的深度在所述凹槽的深度的约一和四倍之间，所述螺旋槽作为其连续延伸直接邻接所述螺旋根部结构，所述螺旋槽具有大致等于邻近所述顶端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距的可变螺距，所述螺旋槽的所述可变螺距大于邻近所述冠端的所述顶部螺纹轮廓的所述螺距。