CN114098935A - 髓内钉机构 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种髓内钉机构，包括：第一植入钉；第二植入钉，穿设于第一植入钉的第一端，并相对于第一植入钉倾斜设置；第三植入钉，穿设于第一植入钉的中部，并相对于第一植入钉倾斜设置，其中，第三植入钉包括第一连接钉段和第二连接钉段，第一连接钉段和第二连接钉段之间能够相对移动，第一连接钉段的第一端与第二植入钉连接，第二连接钉段穿设在第一植入钉的中部，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端之间设置有弹性缓冲结构。本申请的技术方案有效地解决了相关技术中的植入至股骨内的髓内钉切出至股骨外的问题。

Description

髓内钉机构

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，具体而言，涉及一种髓内钉机构。

背景技术

对于不稳定型股骨粗隆间骨折，通常采用股骨髓内钉固定，第一植入钉通过股骨髓腔，偏心距离相对较短，术后发生内固定失效可能性相对髓外固定小，髓内钉置入，可重建股骨粗隆间骨折部位连接，骨折愈合后患者的肢体功能重新恢复。目前的股骨髓内钉机构治疗不稳定型股骨粗隆间骨折仍存在较高内固定失效比例。

研究表明，股骨近端的内侧壁、外侧壁和上侧壁是维持股骨近端稳定的重要结构基础。在理论力学分析时等效为力学三角形("ward三角")的内侧边、外侧边和上侧边。理论分析表明，股骨近端的骨折治疗要兼顾三条侧边的同时重建，以实现骨折端稳定，避免治疗失败。

目前髓内钉术后形成杠杆式结构，在治疗不稳定型股骨粗隆间骨折时，完全替代骨组织承担负重时应力，内固定成角部位应力集中，且抗外下方斜向剪切力性能差。忽视了张力骨小梁及压力骨小梁所形成的"ward三角"稳定支撑结构重要性。该正常骨组织所形成的三角支撑结构稳定型远远优于内固定替代正常结构所形成的杠杆式结构。且髓内钉均为刚性结构，而由金属材料构成的股骨系统对于骨质来说其弹性模量过高，受压过程中产生应力遮挡，极易造成内植入的髓内钉切出至股骨外等问题。

发明内容

本发明的主要目的在于提供一种髓内钉机构，以解决相关技术中的植入至股骨内的髓内钉切出至股骨外的问题。

为了实现上述目的，本发明提供了一种髓内钉机构，包括：第一植入钉；第二植入钉，穿设于第一植入钉的第一端，并相对于第一植入钉倾斜设置；第三植入钉，穿设于第一植入钉的中部，并相对于第一植入钉倾斜设置，其中，第三植入钉包括第一连接钉段和第二连接钉段，第一连接钉段和第二连接钉段之间能够相对移动，第一连接钉段的第一端与第二植入钉连接，第二连接钉段穿设在第一植入钉的中部，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端之间设置有弹性缓冲结构。

进一步地，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端嵌套配合，第一连接钉段的第二端或者第二连接钉段的第一端设置有内孔，弹性缓冲结构位于内孔内。

进一步地，内孔设置在第二连接钉段的第一端，第一连接钉段穿设在内孔内，第二连接钉段具有本体部和缓冲套，内孔设置在本体部的端部，缓冲套设置在内孔中，弹性缓冲结构位于第一连接钉段和内孔的底壁之间。

进一步地，缓冲套通过注塑、焊接、粘接或者螺接连接在内孔内。

进一步地，弹性缓冲结构包括弹簧；和/或，缓冲套的材质为生物聚碳酸酯型聚氨酯。

进一步地，第一连接钉段的第二端上设置有第一止转部，缓冲套上设置有第二止转部，第一止转部与第二止转部止转配合。

进一步地，第一止转部包括轴向槽，第二止转部包括与轴向槽插接配合的轴向筋条。

进一步地，轴向槽的轴向尺寸大于轴向筋条的轴向尺寸。

进一步地，第二植入钉上设置有螺孔，螺孔的轴线平行于第一连接钉段的轴线，第一连接钉段具有与螺孔螺接配合的第一螺纹段。

进一步地，第一连接钉段包括第一螺纹段以及与第一螺纹段连接的第一光杆段；第二连接钉段包括第二螺纹段、第二光杆段以及连接在第二螺纹段和第二光杆段之间的第三螺纹段，第二螺纹段的外径小于第二光杆段的外壁的外径，弹性缓冲结构设置在第一光杆段和第二螺纹段之间，第二光杆段远离第三螺纹段的一端设置有操作孔，第二光杆段远离第三螺纹段的一端形成第二连接钉段的第二端；第二植入钉的第一端设置有外螺纹，第二植入钉的第二端设置有操作槽，第一连接钉段的第一端连接在外螺纹上；第一植入钉包括第一钉段以及与第一钉段连接的第二钉段，第一钉段的外径大于第二钉段的外径；第二植入钉穿设在第一钉段的第一端，第二连接钉段的第一端和第二连接钉段的第二端分别位于第一钉段的第二端的两侧；髓内钉机构还包括穿设在第二钉段上的横向钉。

应用本发明的技术方案，髓内钉机构包括：第一植入钉、第二植入钉和第三植入钉。第二植入钉穿设于第一植入钉的第一端，并相对于第一植入钉倾斜设置。第三植入钉穿设于第一植入钉的中部，并相对于第一植入钉倾斜设置，以使第一植入钉、第二植入钉和第三植入钉之间限定出三角形区域。其中，第三植入钉包括第一连接钉段和第二连接钉段，第一连接钉段和第二连接钉段之间能够相对移动，第一连接钉段的第一端与第二植入钉连接，第二连接钉段穿设在第一植入钉的中部，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端之间设置有弹性缓冲结构。髓内钉机构植入股骨内的过程中，打入第一植入钉，第二植入钉穿设在第一植入钉的第一端，通过第二植入钉对骨折端的加压，第三植入钉穿设在第一植入钉的中部，第一连接钉段的第一端与第二植入钉连接。植入髓内钉机构后，髓内钉机构整体承压，并将压力传递至第一连接钉段的第一端处，使第三植入钉受压，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端之间的弹性缓冲结构受压处于压缩状态，并对第一连接钉段产生阻尼力，第一连接钉段的第二端相对于第二连接钉段的第一端逐渐靠近，使得第三植入钉的整体的长度逐渐变小，髓内钉机构承受的压力能量由弹性缓冲结构储存并分散，保证髓内钉机构受力均衡以及更好的分散所承受的压力，使得通过弹性缓冲结构的缩回来放缓和减弱髓内钉机构瞬间承受的载荷，降低了髓内钉机构的弹性模量，减少了应力遮挡。这样能有效重建"ward三角"，实现稳定支撑的髓内钉机构，既能够很好地对患者股骨头实现有效复位固定，又能重建股骨粗隆部位的"ward三角"，同时能够将股骨所受的应力更好的分散，避免植入至股骨内的髓内钉机构切出至股骨外。因此，本申请的技术方案能够解决相关技术中的植入至股骨内的髓内钉切出至股骨外的问题。

附图说明

构成本申请的一部分的说明书附图用来提供对本发明的进一步理解，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，并不构成对本发明的不当限定。在附图中：

图1示出了根据本发明的髓内钉机构的实施例的髓内钉机构植入至股骨内的透视示意图；

图2示出了图1的髓内钉机构的立体结构示意图；

图3示出了图2的髓内钉机构的剖视示意图；

图4示出了图3的髓内钉机构的A处放大示意图；

图5示出了图2的髓内钉机构的主视示意图；

图6示出了图5的髓内钉机构的剖视示意图；

图7示出了图2的髓内钉机构的分解结构示意图；

图8示出了图7的髓内钉机构的第一连接钉段和缓冲套的立体结构示意图；

图9示出了图7的髓内钉机构的剖视示意图；

图10示出了图9的髓内钉机构的B处放大示意图；

图11示出了图2的髓内钉机构的另一角度的立体结构示意图；

图12示出了图2的髓内钉机构的第二植入钉的立体结构示意图；

图13示出了图2的髓内钉机构的第二植入钉的另一角度的立体结构示意图；

图14示出了图13的第二植入钉的剖视示意图；

图15示出了图2的髓内钉机构的第一植入钉的主视示意图；

图16示出了图2的髓内钉机构的第二植入钉的主视示意图。

其中，上述附图包括以下附图标记：

4、股骨；10、第一植入钉；11、第一钉段；12、第二钉段；20、第二植入钉；21、外螺纹；22、操作槽；23、螺孔；211、第一杆体部；212、第二杆体部；216、螺牙；201、第一沟槽；202、第二沟槽；30、第三植入钉；31、第一连接钉段；311、第一光杆段；312、第一螺纹段；32、第二连接钉段；321、第二螺纹段；322、第二光杆段；3221、操作孔；323、第三螺纹段；33、内孔；35、轴向槽；36、轴向筋条；37、连接柱；40、弹性缓冲结构；41、弹簧；42、缓冲套；50、横向钉。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。以下对至少一个示例性实施例的描述实际上仅仅是说明性的，决不作为对本发明及其应用或使用的任何限制。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要注意的是，这里所使用的术语仅是为了描述具体实施方式，而非意图限制根据本申请的示例性实施方式。如在这里所使用的，除非上下文另外明确指出，否则单数形式也意图包括复数形式，此外，还应当理解的是，当在本说明书中使用术语“包含”和/或“包括”时，其指明存在特征、步骤、操作、器件、组件和/或它们的组合。

除非另外具体说明，否则在这些实施例中阐述的部件和步骤的相对布置、数字表达式和数值不限制本发明的范围。同时，应当明白，为了便于描述，附图中所示出的各个部分的尺寸并不是按照实际的比例关系绘制的。对于相关领域普通技术人员已知的技术、方法和设备可能不作详细讨论，但在适当情况下，所述技术、方法和设备应当被视为授权说明书的一部分。在这里示出和讨论的所有示例中，任何具体值应被解释为仅仅是示例性的，而不是作为限制。因此，示例性实施例的其它示例可以具有不同的值。应注意到：相似的标号和字母在下面的附图中表示类似项，因此，一旦某一项在一个附图中被定义，则在随后的附图中不需要对其进行进一步讨论。

如图1至图6所示，本实施例的髓内钉机构包括：第一植入钉10、第二植入钉20和第三植入钉30。第二植入钉20穿设于第一植入钉10的第一端，并相对于第一植入钉10倾斜设置。第三植入钉30穿设于第一植入钉10的中部，并相对于第一植入钉10倾斜设置，以使第一植入钉10、第二植入钉20和第三植入钉30之间限定出三角形区域。其中，第三植入钉30包括第一连接钉段31和第二连接钉段32，第一连接钉段31和第二连接钉段32之间能够相对移动，第一连接钉段31的第一端与第二植入钉20连接，第二连接钉段32穿设在第一植入钉10的中部，第一连接钉段31的第二端和第二连接钉段32的第一端之间设置有弹性缓冲结构40。

应用本实施例的技术方案，以使第一植入钉10、第二植入钉20和第三植入钉30之间限定出三角形区域。其中，第三植入钉30包括第一连接钉段31和第二连接钉段32，第一连接钉段31和第二连接钉段32之间能够相对移动，第一连接钉段31的第一端与第二植入钉20连接，第二连接钉段32穿设在第一植入钉10的中部，第一连接钉段31的第二端和第二连接钉段32的第一端之间设置有弹性缓冲结构40。髓内钉机构植入股骨4内的过程中，打入第一植入钉10，第二植入钉20穿设在第一植入钉10的第一端，通过第二植入钉20对骨折端的加压，第三植入钉30穿设在第一植入钉10的中部，第一连接钉段31的第一端与第二植入钉20连接。植入髓内钉机构后，髓内钉机构整体承压，并将压力传递至第一连接钉段31的第一端处，使第三植入钉30受压，第一连接钉段31的第二端和第二连接钉段32的第一端之间的弹性缓冲结构40受压处于压缩状态，并对第一连接钉段31产生阻尼力，第一连接钉段31的第二端相对于第二连接钉段32的第一端逐渐靠近，使得第三植入钉30的整体的长度逐渐变小，髓内钉机构承受的压力能量由弹性缓冲结构40储存并分散，保证髓内钉机构受力均衡以及更好的分散所承受的压力，使得通过弹性缓冲结构40的缩回来放缓和减弱髓内钉机构瞬间承受的载荷，降低了髓内钉机构的弹性模量，减少了应力遮挡。这样能有效重建"ward三角"，实现稳定支撑的髓内钉机构，既能够很好地对患者股骨头实现有效复位固定，又能重建股骨粗隆部位的"ward三角"，同时能够将股骨所受的应力更好的分散，避免植入至股骨内的髓内钉机构切出至股骨外。因此，本实施例的技术方案能够解决相关技术中的植入至股骨内的髓内钉切出至股骨外的问题。

需要说明的是，第一连接钉段31和第二连接钉段32之间能够相对移动是指，第一连接钉段31和第二连接钉段32中的一个固定不动，第一连接钉段31和第二连接钉段32中的另一个能够活动；或者第一连接钉段31和第二连接钉段32两者均能够活动。

需要说明的是，第一植入钉10的中部是指位于第一植入钉10的第一端和第一植入钉10的第二端中间的位置处。本实施例的第二植入钉20主要对股骨内的张力骨小梁进行支撑，第三植入钉30主要对股骨内的拉力骨小梁进行支撑。

如图3和图4所示，第一连接钉段31和第二连接钉段32相对移动过程中，为了使第一连接钉段31和第二连接钉段32能够平稳地移动，第一连接钉段31的第二端和第二连接钉段32的第一端嵌套配合，第二连接钉段32的第一端设置有内孔33，弹性缓冲结构40位于内孔33内。同时，位于内孔33的弹性缓冲结构40能够对弹性缓冲结构40进行限位，防止弹性缓冲结构40脱离第二连接钉段32的第一端。

当然，在图中未示出的实施例中，第一连接钉段的第二端和第二连接钉段的第一端嵌套配合，第一连接钉段的第二端设置可以有内孔，弹性缓冲结构位于内孔内。

如图3至图11所示，内孔33设置在第二连接钉段32的第一端，第一连接钉段31穿设在内孔33内。第二连接钉段32具有本体部和缓冲套42。内孔33设置在本体部的端部，缓冲套42设置在内孔33中，弹性缓冲结构40位于第一连接钉段31和内孔33的底壁之间。这样，第一连接钉段31的第二端穿设在缓冲套42内，在第一连接钉段31和第二连接钉段32相对移动过程中，缓冲套42一方面能够缓冲第一连接钉段31所承受的压力，另一方面缓冲套42与第一连接钉段31的第二端的外壁能够导向配合，以使第一连接钉段31的第二端能够顺畅地在缓冲套42内移动，以使第一连接钉段31的第二端挤压弹性缓冲结构40，以将第一连接钉段31所受的压力顺畅地传递至弹性缓冲结构40上。

如图3至图11所示，为了保证缓冲套42与本体部之间的连接强度，缓冲套42通过注塑连接在内孔33内。具体地，为了保证缓冲套42注塑连接在内孔33内的连接效果，如图10和图11所示，内孔33的内壁上设置有连接柱37，在缓冲套42注塑连接在内孔33内过程中，连接柱37熔化，以填补缓冲套42和内孔33之间径向方向的间隙，以将缓冲套42与本体部牢固地连接在一起。

在图中未示出的实施例中，缓冲套通过焊接、粘接或者螺接连接在内孔内。

如图1至图11所示，为了同时优化了结构布局，便于生产、制造和安装，弹性缓冲结构40包括弹簧41。缓冲套的材质为生物聚碳酸酯型聚氨酯(PCU)。生物聚碳酸酯型聚氨酯材料为具有较好的强度，且兼有一定的柔韧性以及弹性，可满足一定的弹性变形。通过弹簧41的形变来放缓和减弱髓内钉机构瞬间承受的载荷，使第三植入钉30能够提供一定的弹性支撑，使得髓内钉机构具有弹性，有效降低髓内钉机构应力集中的可能，延长髓内钉组件的使用寿命。具体地，髓内钉机构位于股骨4的近端位置，即股骨近端。

当然在其他实施例中，弹性缓冲结构包括弹簧；或者缓冲套的材质为生物聚碳酸酯型聚氨酯。

如图3、图4和图8所示，第一连接钉段31的第二端上设置有第一止转部，缓冲套42上设置有第二止转部，第一止转部与第二止转部止转配合。这样，通过第二止转部与第一止转部止转配合，拧入第二连接钉段32时，第一连接钉段31能够随第二连接钉段32一起转动，以使第三植入钉30能够穿设在第一植入钉10的中部，并使第一连接钉段31的第一端连接在第二植入钉20上。

如图3、图4和图8所示，第一止转部包括轴向槽35，第二止转部包括与轴向槽35插接配合的轴向筋条36。这样，第一连接钉段31受力并相对于第二连接钉段32移动时，轴向筋条36能够在轴向槽35内移动，起到导向作用，同时，轴向槽35的槽侧壁与轴向筋条36的侧壁接触，防止第一连接钉段31相对于第二连接钉段32发生转动。

如图3、图4和图8所示，为了使轴向筋条36能够在轴向槽35内移动，轴向槽35的轴向尺寸大于轴向筋条36的轴向尺寸。这样，轴向筋条36沿轴向槽35顺畅地滑动，以保证轴向筋条36有一定的移动距离。

如图3、图4和图8所示，轴向槽35为沿第一连接钉段31的第二端的周向间隔设置的四个，轴向筋条36为沿第二连接钉段32的第一端的周向间隔设置的四个，四个轴向槽35与四个轴向筋条36一一对应地设置。这样使得第二连接钉段32扭转第一连接钉段31时，使得第三植入钉30有足够的结构强度，能够保证第三植入钉30的结构稳定性。轴向槽35和轴向筋条36的数量可以不限于四个，还可以是一个、两个、三个、五个及以上。

如图3、图4、图8、图12至图14所示，第三植入钉30穿设在第一植入钉10的中部，由于第二植入钉20上设置有螺孔23，螺孔23的轴线平行于第一连接钉段31的轴线。第一连接钉段31具有与螺孔23螺接配合的第一螺纹段312。这样，第一连接钉段31的第一端顺利地引入至第二植入钉20的螺孔23内，随着不断地拧入第三植入钉30，以使第一螺纹段312能够螺接在螺孔23内，进而将第一连接钉段31的第一端连接在第二植入钉20上。

如图1至图6、图12至图14所示，第一连接钉段31包括第一螺纹段312以及与第一螺纹段连接的第一光杆段311。这样，第一螺纹段312的设置便于第一连接钉段31拧入至股骨4内，并且能够连接在螺孔23内，保证第一连接钉段31具有可靠地植入稳定性。第一光杆段311的设置能够减少第一连接钉段31拧入至股骨4内的过程中产生的阻力，能够使第一连接钉段31顺畅地拧入至与螺孔23连接的位置。

如图2至图6所示，第二连接钉段32包括第二螺纹段321、第二光杆段322以及连接在第二螺纹段321和第二光杆段322之间的第三螺纹段323。第二螺纹段321的外径小于第二光杆段322的外壁的外径，弹性缓冲结构40设置在第一光杆段311和第二螺纹段321之间。这样，第三螺纹段323的设置便于第二连接钉段32连接在第一植入钉10上，第二光杆段322的设置能够减少第二连接钉段32拧入至股骨4内的过程中产生的阻力，能够使第二连接钉段32顺畅地拧入至第三螺纹段323连接在第一植入钉10的中部的位置。

如图2至图6所示，第二光杆段322远离第三螺纹段323的一端设置有操作孔3221。第二光杆段322远离第三螺纹段323的一端形成第二连接钉段32的第二端。操作孔3221的设置便于驱动第二光杆段322转动，操作孔3221优选为内六角孔，这样，可以使用内六角扳手插入至操作孔3221内，并能够驱动第二连接钉段32转动，以使第三植入钉30可以实现对骨折端的复位加压效果。

如图2至图6所示，第二植入钉20的第一端设置有外螺纹21。第二植入钉20的第二端设置有操作槽22，第一连接钉段31的第一端连接在外螺纹21上。外螺纹21的设置便于第二植入钉20拧入至股骨4内，操作槽22的设置使得操作方便。第一连接钉段31的第一端连接在外螺纹21上，能够进行咬合锁定，提高了第三植入钉30的支撑效果。第二植入钉20植入股骨4内后，第二植入钉20的第二端可外露于股骨4的外侧壁，使第二植入钉20的第二端上的操作槽22也能够外露在股骨4外。操作槽22可以使用改锥工具进行驱动。

如图3和图16所示，外螺纹21包括杆体部和设置在杆体部上的螺牙216，螺牙216上设置有多个第一沟槽201。当第二植入钉20受力时，第二植入钉20的外螺纹21旋入时压缩股骨内的骨质，设置有多个第一沟槽201的螺牙216使得螺牙216具有弹性，能够产生微变形，降低了髓内锁钉组件的弹性模量，使螺牙216能够与其周围骨质自适应，以使螺牙216周围的骨质插入至第一沟槽201内进行咬合锁定，减少了应力遮挡，能够有效地阻止骨质进一步切割以及第二植入钉20穿出至股骨外。

如图3和图16所示，第二植入钉20的外螺纹21旋入时压缩股骨内的骨质，由于位于同一圈螺牙216上的多个第一沟槽201呈放射状布置，以使每个第一沟槽201均适配于嵌入的骨质，呈放射状布置多个第一沟槽201在降低第二植入钉20的弹性模量的同时，能够咬合更多的骨质，使螺牙216能够与其周围骨质有效地进行自适应。

需要说明的是，多个第一沟槽201呈放射状布置是指多个第一沟槽201的侧壁可以沿直线方向发散，也可以沿曲线方向的发散。

如图3和图16所示，外螺纹21的螺牙216的高度由远离第一植入钉10至靠近第一植入钉10的方向上逐渐减小。这样，外螺纹21的螺牙216远离第一植入钉10的部分螺牙较高，嵌入骨质内更深，能够咬住骨质，同时由于外螺纹21的螺牙216靠近第一植入钉10的部分螺牙较低，强度较高，能够对螺牙216远离第一植入钉10的部分螺牙提供足够的强度。

如图3和图16所示，杆体部包括第一杆体部211和第二杆体部212，第一杆体部211为光杆结构，第二杆体部212位于相邻的两个螺牙216之间的部分设置有多个第二沟槽202。这样，在第二植入钉20的外螺纹21旋入时压缩股骨内的骨质的过程中，由于第一杆体部211为光杆结构，能够减少外螺纹21旋入阻力，便于第一杆体部211上的螺牙216旋入至更深的骨质内，同时允许更多的骨质嵌入至多个第一沟槽201和多个第二沟槽202内，以使第二植入钉20的弹性模量更接近骨质的弹性模量，满足螺牙216与其周围骨质自适应情况，进一步地阻止骨质切割以及第二植入钉20穿出至股骨4外。

如图2至图6以及图15所示，第一植入钉10包括第一钉段11以及与第一钉段11连接的第二钉段12。第一钉段11的外径大于第二钉段12的外径。第二植入钉20穿设在第一钉段11的第一端，第二连接钉段32的第一端和第二连接钉段32的第二端分别位于第一钉段11的第二端的两侧。这样，第二光杆段322的长度较长，保证第三植入钉30植入股骨4内后，第二光杆段322的第二端可外露于股骨4的外侧壁，使第二光杆段322上的操作孔3221也能够外露在股骨4外。并且由于第一钉段11的外径大于第二钉段12的外径，使得第一钉段11具有足够的结构强度，便于在第一钉段11上设置第二植入钉20的安装位置和第三植入钉30的安装位置。髓内钉机构还包括穿设在第二钉段12上的横向钉50。横向钉50的设置，便于锁定第二钉段12至股骨内，提高髓内钉机构的整体结构的稳定性。

本实施例的第一植入钉10、第二植入钉20、第一连接钉段31和第二连接钉段32中的本体部、第二螺纹段321、第二光杆段322第三螺纹段323均优选为医用钛合金材料。这样，医用钛合金材料和生物聚碳酸酯型聚氨酯材料可通注塑进行连接。

在本发明的描述中，需要理解的是，方位词如“前、后、上、下、左、右”、“横向、竖向、垂直、水平”和“顶、底”等所指示的方位或位置关系通常是基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，在未作相反说明的情况下，这些方位词并不指示和暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位或者以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明保护范围的限制；方位词“内、外”是指相对于各部件本身的轮廓的内外。

为了便于描述，在这里可以使用空间相对术语，如“在……之上”、“在……上方”、“在……上表面”、“上面的”等，用来描述如在图中所示的一个器件或特征与其他器件或特征的空间位置关系。应当理解的是，空间相对术语旨在包含除了器件在图中所描述的方位之外的在使用或操作中的不同方位。例如，如果附图中的器件被倒置，则描述为“在其他器件或构造上方”或“在其他器件或构造之上”的器件之后将被定位为“在其他器件或构造下方”或“在其他器件或构造之下”。因而，示例性术语“在……上方”可以包括“在……上方”和“在……下方”两种方位。该器件也可以其他不同方式定位(旋转90度或处于其他方位)，并且对这里所使用的空间相对描述作出相应解释。

此外，需要说明的是，使用“第一”、“第二”等词语来限定零部件，仅仅是为了便于对相应零部件进行区别，如没有另行声明，上述词语并没有特殊含义，因此不能理解为对本发明保护范围的限制。

以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，对于本领域的技术人员来说，本发明可以有各种更改和变化。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种髓内钉机构，其特征在于，包括：

第一植入钉(10)；

第二植入钉(20)，穿设于所述第一植入钉(10)的第一端，并相对于所述第一植入钉(10)倾斜设置；

第三植入钉(30)，穿设于所述第一植入钉(10)的中部，并相对于所述第一植入钉(10)倾斜设置，

其中，所述第三植入钉(30)包括第一连接钉段(31)和第二连接钉段(32)，所述第一连接钉段(31)和所述第二连接钉段(32)之间能够相对移动，所述第一连接钉段(31)的第一端与所述第二植入钉(20)连接，所述第二连接钉段(32)穿设在所述第一植入钉(10)的中部，所述第一连接钉段(31)的第二端和所述第二连接钉段(32)的第一端之间设置有弹性缓冲结构(40)。

2.根据权利要求1所述的髓内钉机构，其特征在于，所述第一连接钉段(31)的第二端和所述第二连接钉段(32)的第一端嵌套配合，所述第一连接钉段(31)的第二端或者所述第二连接钉段(32)的第一端设置有内孔(33)，所述弹性缓冲结构(40)位于所述内孔(33)内。

3.根据权利要求2所述的髓内钉机构，其特征在于，所述内孔(33)设置在所述第二连接钉段(32)的第一端，所述第一连接钉段(31)穿设在所述内孔(33)内，所述第二连接钉段(32)具有本体部和缓冲套(42)，所述内孔(33)设置在所述本体部的端部，所述缓冲套(42)设置在所述内孔(33)中，所述弹性缓冲结构(40)位于所述第一连接钉段(31)和所述内孔(33)的底壁之间。

4.根据权利要求3所述的髓内钉机构，其特征在于，所述缓冲套(42)通过注塑、焊接、粘接或者螺接连接在所述内孔(33)内。

5.根据权利要求3所述的髓内钉机构，其特征在于，所述弹性缓冲结构(40)包括弹簧(41)；和/或，所述缓冲套的材质为生物聚碳酸酯型聚氨酯。

6.根据权利要求3所述的髓内钉机构，其特征在于，所述第一连接钉段(31)的第二端上设置有第一止转部，所述缓冲套(42)上设置有第二止转部，所述第一止转部与所述第二止转部止转配合。

7.根据权利要求6所述的髓内钉机构，其特征在于，所述第一止转部包括轴向槽(35)，所述第二止转部包括与所述轴向槽(35)插接配合的轴向筋条(36)。

8.根据权利要求7所述的髓内钉机构，其特征在于，所述轴向槽(35)的轴向尺寸大于所述轴向筋条(36)的轴向尺寸。

9.根据权利要求1所述的髓内钉机构，其特征在于，所述第二植入钉(20)上设置有螺孔(23)，所述螺孔(23)的轴线平行于所述第一连接钉段(31)的轴线，所述第一连接钉段(31)具有与所述螺孔(23)螺接配合的第一螺纹段(312)。

10.根据权利要求1所述的髓内钉机构，其特征在于，

所述第一连接钉段(31)包括第一螺纹段(312)以及与所述第一螺纹段连接的第一光杆段(311)；

所述第二连接钉段(32)包括第二螺纹段(321)、第二光杆段(322)以及连接在所述第二螺纹段(321)和所述第二光杆段(322)之间的第三螺纹段(323)，所述第二螺纹段(321)的外径小于所述第二光杆段(322)的外壁的外径，所述弹性缓冲结构(40)设置在第一光杆段(311)和所述第二螺纹段(321)之间，所述第二光杆段(322)远离所述第三螺纹段(323)的一端设置有操作孔(3221)，所述第二光杆段(322)远离所述第三螺纹段(323)的一端形成所述第二连接钉段(32)的第二端；

所述第二植入钉(20)的第一端设置有外螺纹(21)，所述第二植入钉(20)的第二端设置有操作槽(22)，所述第一连接钉段(31)的第一端连接在所述外螺纹(21)上；

所述第一植入钉(10)包括第一钉段(11)以及与所述第一钉段(11)连接的第二钉段(12)，所述第一钉段(11)的外径大于所述第二钉段(12)的外径；

所述第二植入钉(20)穿设在所述第一钉段(11)的第一端，所述第二连接钉段(32)的第一端和所述第二连接钉段(32)的第二端分别位于所述第一钉段(11)的第二端的两侧；

所述髓内钉机构还包括穿设在所述第二钉段(12)上的横向钉(50)。

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