CN111345880B - 骨植入物 - Google Patents

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Abstract

一种骨植入物，包括两端部、至少一中间结构及多个连接部。中间结构配置于两端部之间且包括多个中间部。这些中间部通过这些连接部而连接于两端部。当两端部沿骨植入物的轴向相对移动时，两端部通过这些连接部带动这些中间部相互推抵而在该骨植入物的径向上产生位移，以通过这些中间部增加骨植入物的外径。

Description

骨植入物
技术领域
本发明涉及一种植入物，且特别涉及一种骨植入物。
背景技术
在大部分的医疗植入物中，导致术后愈合状况不佳甚至失败的主因在于植入物的稳定性不足。以一般骨钉而言，其植入人体后需要承受人体日常活动时的负载，骨钉承受轴向的压缩负载时其径向尺寸会因材料泊松比而扩张，但若骨钉承受轴向的拉伸负载时其径向尺寸会产生收缩，从而导致松脱。因此，若骨钉在植入人体后受到复杂的负载，会导致其稳定性不足。
虽然目前已有利用膨胀爪使骨钉产生径向扩张的技术，但膨胀爪对骨头的破坏会降低骨钉对软组织的固定效果。此外，目前还有将骨钉设计为具正泊松比或设计为具负泊松比的技术，使其受轴向压缩而产生径向扩张或受轴向拉伸而产生径向扩张，但此种技术只能使骨钉达到单向负载(轴向压缩负载或轴向拉伸负载)产生径向扩张的效果，无法使骨钉受到轴向压缩负载及轴向拉伸负载皆产生径向扩张，故若骨钉的植入位置的受力情形较为复杂，其稳定性不易掌控。此外，目前有利用形状记忆合金使骨钉产生径向扩张的技术，其作动机制为温度的变化，但骨钉植入前后的温度差异不易掌控，而难以达到预期的扩张效果。
发明内容
本发明提供一种骨植入物，其植入患部后具有良好的稳定性。
本发明的骨植入物包括两端部、至少一中间结构及多个连接部。中间结构配置于两端部之间且包括多个中间部。这些中间部通过这些连接部而连接于两端部。当两端部沿骨植入物的轴向相对移动时，两端部通过这些连接部带动这些中间部相互推抵而在骨植入物的径向上产生位移，以通过这些中间部增加骨植入物的外径。
在本发明的一实施例中，上述的这些中间部通过部分这些连接部而连接于端部，这些中间部通过另一部分这些连接部而连接于另一端部。
在本发明的一实施例中，上述的各端部的外侧具有端部螺纹，中间结构具有中间螺纹，两端部螺纹及中间螺纹构成骨植入物的外螺纹。
在本发明的一实施例中，上述的相邻的任两中间部之间具有间隙，间隙小于各中间部的外径的50％。
在本发明的一实施例中，上述的至少一中间结构具有开孔，开孔由这些中间部围绕而成。
在本发明的一实施例中，上述的开孔为非圆孔。
在本发明的一实施例中，上述的至少一中间结构包括填充部，填充部填充于开孔内。
在本发明的一实施例中，上述的填充部具有另一开孔。
在本发明的一实施例中，上述的另一开孔为非圆孔。
在本发明的一实施例中，上述的开孔为多边形，各中间部具有尖端，这些中间部的这些尖端分别构成开孔的多个顶点。
在本发明的一实施例中，上述的各连接部为螺旋状。
在本发明的一实施例中，上述的连接于各中间部的相对两侧的两连接部互为顺向螺旋或反向螺旋。
在本发明的一实施例中，当两端部沿骨植入物的轴向相对移动时，各中间部移动，且各中间部的旋转轴线平行于骨植入物的轴向。
在本发明的一实施例中，当两端部沿骨植入物的轴向相互远离时，各中间部以第一旋转方向旋转，当两端部沿骨植入物的轴向相互靠近时，各中间部以第二旋转方向旋转，第一旋转方向反向于第二旋转方向。
在本发明的一实施例中，上述的各连接部的外径为0.4～15毫米。
在本发明的一实施例中，上述的各连接部沿骨植入物的轴向的长度为10～50毫米。
在本发明的一实施例中，上述的各中间部通过至少两连接部而连接于端部。
在本发明的一实施例中，上述的这些连接部在骨植入物的轴向上所占长度是骨植入物的长度的10～80％。
在本发明的一实施例中，上述的至少一中间结构的数量为多个，这些中间结构通过这些连接部而依序连接于两端部之间。
在本发明的一实施例中，上述的这些连接部的数量是这些中间部的数量的倍数。
基于上述，在本发明的骨植入物中，两端部沿轴向的移动可带动这些中间部相互推抵。因此，不论两端部受到轴向压缩负载或是受到轴向拉伸负载，骨植入物皆可通过这些中间部的相互推抵所产生的径向位移达到径向扩张的效果，使骨植入物在植入患部后具有良好的稳定性。
为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特别列举实施例，并配合所附附图作详细说明如下。
附图说明
图1是本发明一实施例的骨植入物的部分结构立体图；
图2A至图2C绘示图1的中间部产生径向位移；
图3是本发明另一实施例的中间结构的示意图；
图4是本发明另一实施例的中间结构的示意图；
图5是本发明另一实施例的中间结构的示意图；
图6是本发明另一实施例的中间结构的示意图；
图7是图1的骨植入物的侧视示意图；
图8是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件侧视示意图；
图9是图1的骨植入物的部分构件俯视示意图；
图10是图1的骨植入物的部分构件侧视示意图；
图11是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件俯视示意图；
图12是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件俯视示意图；
图13是本发明另一实施例的骨植入物的立体图；
图14是图13的骨植入物的局部结构立体图。
【附图标记说明】
100、200：骨植入物
110a、110b、210a、210b：端部
110a1、120a、120b1：开孔
120、220：中间结构
120b：填充部
122、222：中间部
122a：尖端
130a、130a’、130”、130b、230a、230b：连接部
A：轴向
a、r、x：距离
C：几何中心
d：外径
G：间隙
L：长度
P、P’：端点
T1、T2：端部螺纹
T3：中间螺纹
θ1、θ2：夹角
具体实施方式
图1是本发明一实施例的骨植入物的部分结构立体图。请参考图1，本实施例的骨植入物100例如是骨钉，为使附图较为清楚，本实施例未将所述骨钉的外螺纹结构绘示出。骨植入物100包括两端部(标示为端部110a及端部110b)、中间结构120及多个连接部(标示为多个连接部130a及多个连接部130b)。中间结构120配置于两端部110a、110b之间且包括多个中间部122。这些连接部130a、130b例如是螺旋状结构，其可具有适当螺距(pitch)，本发明不对此加以限制。这些中间部122通过这些连接部130a而连接于端部110a，且通过这些连接部130b而连接于端部110b。
当两端部110a、110b沿骨植入物100的轴向A相对移动时，两端部110a、110b通过这些连接部130a、130b带动这些中间部122相互推抵而在骨植入物100的径向上产生位移，以通过这些中间部122增加骨植入物100的外径。所述径向垂直轴向A。
图2A至图2C绘示图1的中间部产生径向位移，其为沿着轴向A的视角观察骨植入物100。具体而言，当骨植入物100未承受轴向负载时，其为图1及图2A所示状态。当骨植入物100承受轴向拉伸负载而使两端部110a、110b沿轴向A相互远离时，各中间部122以第一旋转方向(图2A至图2C的逆时针方向)旋转而相互推抵并如图2B所示沿径向突出，其旋转轴线例如平行于轴向A且不重合于轴向A。类似地，当骨植入物100位承受轴向压缩负载而使两端部110a、110b沿轴向A相互靠近时，各中间部122以第二旋转方向(图2A至图2C的顺时针方向)旋转而相互推抵并如图2C所示沿径向突出，其旋转轴线例如平行于轴向A且不重合于轴向A。
如上所述，两端部110a、110b沿轴向A的移动可带动这些中间部122相互推抵。因此，不论两端部110a、110b受到轴向压缩负载或是受到轴向拉伸负载，骨植入物100皆可通过这些中间部122的相互推抵所产生的径向位移达到径向扩张的效果，使骨植入物100在植入患部后具有良好的稳定性。
进一步而言，在本实施例中，相邻的任两中间部122之间具有间隙G。若间隙G过大，则这些中间部122旋转时可能只在这些间隙G处产生位移而无法如图2B及图2C所示般产生往外扩张的径向位移，故间隙G越小越好。有鉴于此，本实施例的间隙G例如小于各中间部122的外径的50％，以使这些中间部122移动时能够确实地相互推抵而达到产生往外扩张的径向位移的效果。在其他实施例中，间隙G可小于各中间部122的外径的30％、20％或10％。当然，若工艺技术能够将间隙G形成为更小，间隙G可小于各中间部122的外径的5％、2％、1％、0.5％或0.1％。具体而言，间隙G可为0.1毫米、0.2毫米或0.5毫米以下的任何适当值，本发明不对此加以限制。
在本实施例中，中间结构120具有开孔120a，开孔120a由这些中间部122围绕而成。端部110a具有对应于开孔120a的另一开孔110a1，且开孔120a及开孔110a1皆为非圆孔。借此，使用者可利用工具插入开孔120a及开孔110a1，并通过所述工具带动骨植入物100旋转以锁定于患部。举例来说，本实施例的开孔120a及开孔110a1皆为多边形，以对应于具有多边形截面的所述工具。进一步而言，各中间部122如图1所示具有尖端122a，这些中间部122的这些尖端122a分别构成开孔120a的多个顶点。由于本实施例的中间部122的数量为五个，故这些中间部122以上述方式围绕出的开孔120a为五边形。在其他实施例中，这些中间部122可为其他适当数量，且开孔120a及开孔110a1可为其他适当形状，或可不形成开孔120a，本发明不对此加以限制。以下通过附图对此举例说明。
图3是本发明另一实施例的中间结构的示意图，图3所示实施例与图1所示实施例的不同处在于，图3的中间结构120的这些中间部122的数量为四个，且中间结构120不具有图1所示的开孔120a。图4是本发明另一实施例的中间结构的示意图，图4所示实施例与图3所示实施例的不同处在于，图4的中间结构120具有圆形的开孔120a。图5是本发明另一实施例的中间结构的示意图，图5所示实施例与图4所示实施例的不同处在于，图5的中间结构120包括填充部120b，填充部120b填充于开孔120a内，以避免开孔120a及间隙G提供给这些中间部122过多的往内的位移空间而导致中间部122无法产生足够的径向扩张位移量。图6是本发明另一实施例的中间结构的示意图，图6所示实施例与图5所示实施例的不同处在于，图6的填充部120b具有开孔120b1，开孔120b1为非圆孔(绘示为六边形)，以供使用者利用工具插入开孔120b1，并通过所述工具带动骨植入物100旋转以锁定于患部。
图7是图1的骨植入物的侧视示意图。由图7可清楚看出，连接于各中间部122的相对两侧的两连接部130a、130b互为反向螺旋。借此，当两端部110a、110b沿轴向A相对移动时，对应的两连接部130a、130b作用于对应的中间部122的横向推力(或拉力)的方向相同而相互加成，非相互抵销。但本发明不以此为限，图8是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件侧视示意图，对应的两连接部130a、130b还可如图8所示互为顺向螺旋。
以下以骨植入物100为例，说明其设计参数。
如图7所示，各连接部130a、130b的外径d例如为0.4～15毫米，各连接部130a、130b的外径d越大，骨植入物100的整体结构强度越大。在本实施例中，各连接部130a、130b的外径d例如是骨植入物100的外径的2～25％。此外，各连接部130a、130b可为外径不均匀的结构而至少具有不同的第一外径及第二外径，第一外径例如是第二外径的0.5～1.5倍。
如图7所示，各连接部130a、130b沿骨植入物100的轴向A的长度L例如为10～50毫米，各连接部130a、130b的长度L越大，其径向变形扩张能力越好。在本实施例中，连接部130a、130b在骨植入物100的轴向A上所占长度例如是骨植入物100的长度的10～80％。
如图1所示，各连接部130a、130b的端点P连接于对应的中间部122，端点P与骨植入物100的中心轴(即轴向A)之间的距离r为2～6毫米或骨植入物的外径的0.15～0.7倍。端点P与骨植入物100的中心轴(即轴向A)之间的距离r越小，骨植入物100的整体结构强度越大。
图9是图1的骨植入物的部分构件俯视示意图。如图9所示，各连接部130a、130b(标示于图1)的端点P连接于对应的中间部122，各端点P与骨植入物100(标示于图1)的中心轴(即轴向A)具有第一连线，各连接部122的几何中心C与骨植入物100的中心轴A具有第二连线，所述第一连线与所述第二连线的夹角θ1为0～4度。
图10是图1的骨植入物的部分构件侧视示意图。如图10所示，各连接部(图10以连接部130a为例)的端点P连接于对应的中间部122，各连接部(图10以连接部130a为例)的另一端点P’连接于端部(图10以连接部110a为例)，端点P与端点P’在骨植入物100的径向上的距离x为0～0.4毫米。图10将连接部130a的端点P绘示为相对于端点P’位于径向内侧，但本发明不以此为限，其可如图10中以虚线绘示的连接部130a’般，端点P相对于端点P’位于径向外侧，或可如图10中以虚线绘示的连接部130a”般，端点P与端点P’在径向上无相对偏移。
在上述实施例中，各中间部122通过一个连接部130a而连接于端部110a，且各中间部122通过一个连接部130b而连接于端部110b。也即，中间部122的数量相同于连接部130a的数量且相同于连接部130b的数量。但本发明不以此为限，各中间部122可通过多个连接部130a而连接于端部110a，且各中间部122可通过多个连接部130b而连接于端部110b，以增加骨植入物100的整体结构强度。也即，连接部130a的数量为这些中间部122的数量的倍数，且连接部130b的数量为这些中间部122的数量的倍数。
此外，在上述实施例中，中间结构120的数量为一个。但本发明不以此为限，中间结构120的数量可为多个，多个中间结构120通过多个连接部而依序连接于两端部110a、110b之间。
以下以其他实施例的骨植入物为例，说明其设计参数。
图11是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件俯视示意图。在图11所示实施例中，各中间部122通过至少两连接部(如同上述实施例的连接部130a或连接部130b)而连接于端部(如同上述实施例的端部110a或端部110b)，各连接部的端点P连接于对应的中间部，各端点P与中心轴(即轴向A)具有连线，对应于各中间部的两连线的夹角θ2为0～30度。
图12是本发明另一实施例的骨植入物的部分构件俯视示意图。在图12所示实施例中，各中间部122通过至少两连接部(如同上述实施例的连接部130a或连接部130b)而连接于端部(如同上述实施例的端部110a或端部110b)，各连接部的端点P连接于对应的中间部，对应于各中间部122的两端点P的连线通过中心轴(即轴向A)，两端点P之间的距离a例如为2～2.8毫米。
图13是本发明另一实施例的骨植入物的立体图。图14是图13的骨植入物的局部结构立体图。在图13及图14的骨植入物200中，端部210a、端部210b、中间结构220、中间部222、连接部230a、连接部230b的配置与作用方式类似图1的端部110a、端部110b、中间结构120、中间部122、连接部130a、连接部130b的配置与作用方式，在此不再赘述。图13及图14所示实施例绘示出了骨钉的外螺纹结构。具体而言，如图13及图14所示，端部210a的外侧具有端部螺纹T1，端部210b的外侧具有端部螺纹T2，中间结构220具有中间螺纹T3，两端部螺纹T1、T2及中间螺纹T3构成骨植入物200的外螺纹，用于锁定于患部。
上列实施例中的端部、中间结构及连接部可通过三维打印技术而制作出，但本发明不以此为限，其可由其他适当方式制作或组装而成。
虽然本发明已以实施例公开如上，但其并非用于限定本发明，任何所属技术领域中普通技术人员，在不脱离本发明的精神和范围内，当可作些许的更动与润饰，故本发明的保护范围当视权利要求书所界定的为准。

Claims (19)

1.一种骨植入物，包括：
两端部；
至少一中间结构，配置于该两端部之间且包括多个中间部；以及
多个连接部，该多个中间部通过该多个连接部而连接于该两端部，其中当该两端部沿该骨植入物的轴向相对移动时，该两端部通过该多个连接部带动该多个中间部相互推抵而在该骨植入物的径向上产生位移，以通过该多个中间部增加该骨植入物的外径；
其中当该两端部沿该骨植入物的轴向相对移动以使各该中间部沿旋转轴线相对于该两端部旋转时，各该中间部的该旋转轴线平行于该骨植入物的轴向。
2.如权利要求1所述的骨植入物，其中该多个中间部通过部分该连接部而连接于一该端部，该多个中间部通过另一部分该连接部而连接于另一该端部。
3.如权利要求1所述的骨植入物，其中各该端部的外侧具有端部螺纹，该中间结构具有中间螺纹，该两端部螺纹及该中间螺纹构成该骨植入物的外螺纹。
4.如权利要求1所述的骨植入物，其中相邻的任两该中间部之间具有间隙，该间隙小于各该中间部的外径的50％。
5.如权利要求1所述的骨植入物，其中该至少一中间结构具有开孔，该开孔由该多个中间部围绕而成。
6.如权利要求5所述的骨植入物，其中该开孔为非圆孔。
7.如权利要求5所述的骨植入物，其中该至少一中间结构包括填充部，该填充部填充于该开孔内。
8.如权利要求7所述的骨植入物，其中该填充部具有另一开孔。
9.如权利要求8所述的骨植入物，其中该另一开孔为非圆孔。
10.如权利要求5所述的骨植入物，其中该开孔为多边形，各该中间部具有尖端，该多个中间部的该尖端分别构成该开孔的多个顶点。
11.如权利要求1所述的骨植入物，其中各该连接部为螺旋状。
12.如权利要求11所述的骨植入物，其中连接于各该中间部的相对两侧的两该连接部互为顺向螺旋或反向螺旋。
13.如权利要求1所述的骨植入物，其中当该两端部沿该骨植入物的轴向相互远离时，各该中间部以第一旋转方向旋转，当该两端部沿该骨植入物的轴向相互靠近时，各该中间部以第二旋转方向旋转，该第一旋转方向反向于该第二旋转方向。
14.如权利要求1所述的骨植入物，其中各该连接部的外径为0.4～15毫米。
15.如权利要求1所述的骨植入物，其中各该连接部沿该骨植入物的轴向的长度为10～50毫米。
16.如权利要求1所述的骨植入物，其中各该中间部通过至少两该连接部而连接于一该端部。
17.如权利要求1所述的骨植入物，其中该多个连接部在该骨植入物的轴向上所占长度是该骨植入物的长度的10～80％。
18.如权利要求1所述的骨植入物，其中该至少一中间结构的数量为多个，该多个中间结构通过该多个连接部而依序连接于该两端部之间。
19.如权利要求1所述的骨植入物，其中该多个连接部的数量是该多个中间部的数量的倍数。
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