CN115624378A - 一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：主钉，支撑螺钉，所述支撑螺钉被主钉分为两段，内侧为动力臂段；外侧为阻力臂段；锁定螺钉，穿过主钉上设置的第二钉孔横穿设置在主钉下端；张力螺钉，用于承担内固术后股骨近端的牵张力；所述张力螺钉自外侧穿过主钉上的第一张力钉孔，后与支撑螺钉交叉；阻力提供结构，用于为支撑螺钉的阻力臂段提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。通过阻力提供结构增加阻力臂的阻力重建外侧壁，通过张力螺钉与支撑螺钉的交叉设置实现支点内移，一同实现全仿生重建。

Description

一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统

技术领域

本发明属于医疗器械技术领域，尤其涉及股骨近端骨折后的固定器械；具体涉及为一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统PFTBN(proximal femoral total bionicnail)。

背景技术

随着人类逐渐步入老龄化社会，骨质疏松所致的股骨转子间骨折已经成为对老年人危害最大的骨折，结合骨折类型及患者自身特点，可采用髓外钉板系统（DHS、DCS等）、髓内钉系统（PFNA、InterTAN等）或人工关节置换进行手术治疗，前两种是大多数骨科医生选择的手术方案。但仍术后仍会发生髋内翻畸形、头颈螺钉切出、退钉退棒、内固定断裂、股骨颈短缩等并发症，尤其在高龄患者中内固定失败率可高达30%。

目前的股骨转子间骨折后的固定器械，多是通过在髓内钉系统中添加多根固定骨折部位的螺钉的方式完成固定，如201020217965.3股骨近端交叉多锁钉孔髓内钉及一种新型股骨近端多向锁定髓内钉202120471163.3；还有在股骨上方外侧壁设置半包围式的保护板，通过保护板将骨折的外侧壁固定住，如一种股骨近端髓内钉系统 202111172542.3。

目前临床手术效果看，不管是在髓内钉住钉上设置多根固定钉的方式还是在外侧壁上固定保护板的方式仍然存在固定不稳定；而且保护板的方案在具体固定过程中需要一个大的手术创口才能完成对保护板的置入，这样就导致手术后恢复时间长。且上述两种方式固定的股骨仍存在不稳定的问题，导致患者下地需要的时间长，需要更多的人力照顾。

本发明针对上述问题，提供一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统PFTBN(proximal femoral total bionic nail)。

发明内容

通过分析发现，现有技术中的髓内钉的固定器械在器械改进与设计时，多对骨折部位本身进行固定，哪个位置骨折，哪个位置有问题就想方设法的通过增加固定钉数目的方式或者设置包围性保护板的方式，从表象上去思考并解决骨折复位固定等技术问题；现有技术并没有思考出现骨折固定后不稳定的真实原因。如果能发现真实原因则会很好的指导选择合适的器械进行固定，可以极大的提高手术后结构的稳定性。

张殿英的杠杆重建平衡杠杆理论的出现从实质上分析了上述的各种手术器械治疗股骨出现并发症的原因是因为不稳定的杠杆在康复过程中达到了新的平衡。如何在术后重建稳定的杠杆系统是选择何种器械的要求之一。

而本发明构思是结合杠杆重建平衡理论，专门设置有效的器械已杠杆重建平衡理论为基础来从实质上克服现有技术中骨折固定后的各种并发症的问题，结合杠杆-支点重建理论构建的固定器械本身是符合杠杆重建平衡科学理论的器械；应用到患者时，也将具有好的技术效果。

具体本发明通过向内支点的方式缩短动力臂进而仿生重建股骨近端内侧壁骨折部位；结合通过增加阻力臂处阻力的方式仿生重建股骨近端外侧壁骨折部位；通过两种方式结合可以实现内侧壁骨折后的仿生重建与外侧壁骨折后的仿生重建；最终成为一种全仿生的方式股骨近端内外侧仿生重建的器械，通过杠杠重建平衡理论，该器械通过缩短动力臂与增加阻力臂阻力的方式最大程度的维持了杠杆结构的稳定性；具有如下技术方案：

一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括

主钉，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；

支撑螺钉，用于通过主钉上设置的第一钉孔伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉被主钉分为两段，内侧为动力臂段；外侧为阻力臂段；

锁定螺钉，穿过主钉上设置的第二钉孔横穿设置在主钉下端；用于将髓内钉固定在需要的位置；

张力螺钉，用于承担内固术后股骨近端的牵张力；所述张力螺钉自外侧穿过主钉上的第一张力钉孔，后与支撑螺钉交叉，张力螺钉与支撑螺钉在内侧形成新的交叉点，所述交叉点为内移支点；支点内移后减小了动力臂段的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉的阻力臂段提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。

器械使用步骤为：

在体外通过微创的方式进行，第一，经皮将主钉设置到股骨的骨髓腔内；

第二，经皮将支撑螺钉通过股骨近端外侧壁再经过主钉上的第一钉孔伸入到股骨头内；

第三，经皮将张力螺钉通过股骨近端外侧壁后再经过主钉上的第一张力钉孔后与支撑螺钉在股骨内侧交叉，交叉点为新的杠杆支点。

第四，将阻力提供结构第一端连接支撑螺钉的阻力臂段；其最好设置在阻力臂段的尾端；第二端固定在能够提供固着阻力的位置，可以选择未骨折的股骨；还可选择固着在锁定螺钉尾端；

第五，经皮将锁定螺钉通过股骨远端外侧壁再经过主钉上的第二钉孔贯穿股骨干设置。

因为阻力提供结构施加有向下的阻力，所以以主钉的第一钉孔位置为支点，以支撑螺钉为杆的杠杆结构的动力臂段发生活动需要的力量变大，使杠杆结构变为一个费力杠杆，进而会使形成的杠杆结构的稳定性更高。且因为张力螺钉与支撑螺钉在股骨内侧交叉，形成新的杠杆支点，这样支点距离支撑螺钉的动力臂最前端距离缩短，通过支点内移实现动力臂的缩短，也使杠杆结构整体变动需要更大的力量，能够使刚刚结构维持稳定。

此器械形成的杠杆结构稳定，可使得患者更早地负重下地及进行功能锻炼。

进一步，张力螺钉的外侧段设置螺纹段；张力螺钉的内侧段设置螺纹钉头；支撑螺钉内侧段设置螺纹钉头。

进一步，张力螺钉与支撑螺钉的交叉点为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点。

进一步，张力螺钉设置在支撑螺钉上方或支撑螺钉下方；在支撑螺钉上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

进一步，张力螺钉与主钉的角度范围为85-95度；最优的方式为张力螺钉垂直主钉设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉的设置。

进一步，支撑螺钉上设置第二张力钉孔；张力螺钉伸入第二张力钉孔内，交叉点为第二张力钉孔处。

或者，支撑螺钉上设置自交叉点位置到边缘的贯穿槽体，张力螺钉设置在贯穿槽体内。通过贯穿槽体设置可以稍微减少设置难度。

进一步，阻力提供结构的第二端固定设置在外侧壁骨折位置的下方位置。此种设置可以保证提供更加稳定的阻力，且不会对固定的骨折部位造成干扰及影响。

进一步，阻力提供结构为阻力螺钉，支撑螺钉的阻力臂段上设置供阻力螺钉穿入第三钉孔。

进一步，阻力螺钉，主钉，支撑螺钉及锁定螺钉，张力螺钉设置在一个平面上。在一个平面的设置可以保证各个螺钉设置的方便性。张力螺钉与支撑螺钉在同一平面的交叉作用，两者可以形成一个天然的防旋的防旋平面，两者任意之一都很难独自转动，交叉的张力螺钉与支撑螺钉具有很好的防旋转作用。

进一步，支撑螺钉的内侧段设置为螺纹钉头，因为有张力螺钉与支撑螺钉的交叉，不用具有防旋的螺旋刃替代螺纹钉头。

进一步，阻力螺钉，主钉，支撑螺钉及锁定螺钉，张力螺钉的纵向对称面设置在一个平面上。

进一步，阻力螺钉的第二端旋入股骨外侧壁未发生骨折的位置。其中优选，将阻力螺钉的第二端设置在支撑螺钉下方的未发生骨折的位置处，此种位置选择可以很好的提供向下的作用力，提高支撑螺钉与主钉形成杠杆结构的稳定性，且此种方式直接从外侧找好角度将阻力螺钉旋入即可，操作可以实现外部操作，创伤小。

进一步，阻力螺钉第二端与股骨外侧壁的旋入固定点为仿生张力骨小梁与股骨外侧壁的仿生接触位置。此种方式更加有利于模拟人体股骨正常的生理位置及生理功能。

进一步，阻力螺钉的第二端旋入股骨外侧壁后经过主钉上设置的第四钉孔贯穿到股骨内侧。通过此种设置可以最大程度的保证提供一个较大且稳定的阻力。

进一步，第四钉孔设置螺纹钉孔或非螺纹钉孔；当患者股骨内侧壁骨折时，股骨本身较难为阻力螺钉提供固着力量，第四钉孔设置为螺纹钉孔，通过第四钉孔的螺纹与阻力螺钉的螺纹适配为阻力螺钉提供固着力量；当患者股骨内侧壁未骨折时，股骨本身可以为阻力螺钉提供固着力量，第四钉孔设置为非螺纹钉孔或螺纹钉孔，第四钉孔直径与阻力螺钉适配。

进一步，阻力螺钉与支撑螺钉的角度范围70-110°。优选为80-100°；最佳实施角度为，阻力螺钉与支撑螺钉的角度90°。此种角度设置可以保证阻力提供的有效性。

进一步，阻力螺钉的第一端设置第三端帽；所述第三端帽较螺杆直径大，且第三端帽直径较第三钉孔大，此种设置可以保证形成有效的阻力。

进一步，阻力臂段的直径较动力臂段的直径大，此种设置可以有效避免支撑螺钉旋入长度过长而刺穿股骨头。

进一步，阻力螺钉为全螺纹螺钉。全螺纹设置可以最大程度防止螺纹段长度不够，造成的固定牵拉力量不足。

当阻力螺钉第二端固定设置在股骨外侧壁位置时，阻力螺钉为经皮穿过第三钉孔与第四钉孔进入到股骨内侧壁侧；实现对阻力臂段阻力的提供。

或者，另一种实施方案中，锁定螺钉的外侧壁端设置第二端帽；第二端帽上设置第五钉孔，阻力螺钉第二端伸入锁定螺钉上设置的第五钉孔内，阻力螺钉固定好后与锁定螺钉的位置固定不发生相对运动；通过此种方式实现通过锁定螺钉的固定性给支撑螺钉的阻力臂段提供阻力的目的。

进一步，第五钉孔内设置与阻力螺钉第二端的螺纹适配的螺纹结构，或者阻力螺钉最下端设置与阻力螺钉第二端的螺纹适配的螺母结构。

进一步，设置2-3个锁定螺钉，其中最上方的锁定螺钉上设置第五钉孔。

进一步，阻力臂段组合设置一带有水平短段的延长段；延长段上设置于第五钉孔对应的第三钉孔；阻力螺钉穿过第三钉孔固定设置到第五钉孔内。

进一步，阻力臂段的第三钉孔与锁定螺钉的第二端帽上的第五钉孔设置在体外，在体外设置阻力螺钉。通过此种方式可以有效的实现各个结构的外固定。

进一步，阻力螺钉的第二端的螺纹结构长度范围为1-5cm；此种长度即可满足阻力提供与调整。

进一步，第三钉孔为设置有退钉空间的退钉钉孔；此种设置可以有效防止位置完全锁死后，各个结构发生位置微调时，对整体结构的损坏。

进一步，退钉钉孔设置为槽口型钉孔或胶囊型钉孔。此种设置可允许支撑螺钉有一定的置入深度范围及允许支撑螺钉在骨折康复负重过程中有一定的微动。

进一步，阻力螺钉的材料为医用生物金属材料。

又或者，另一实施方案中，阻力提供结构为紧贴外侧壁骨折面设置的保护板；保护板紧贴外侧壁设置，保护板上设置供支撑螺钉伸入的第七钉孔，还设置一个供锁定螺钉伸入的第八钉孔。首先将保护板设置到准确位置，后将支撑螺钉与锁定螺钉分别伸入设置到准确位置，就将保护板设置在了支撑螺钉与锁定螺钉间，可以根据锁定螺钉的固定作用，为支撑螺钉的阻力臂段提供阻力。

又或者，另一实施方案中，阻力提供结构为缠绕在阻力臂段与锁定螺钉第二端帽间的无弹性栓系绳。

进一步，栓系绳设置为可降解绳。

进一步，阻力臂段与锁定螺钉第二端端帽都包含一段体外段，栓系绳设置在体外段上。

本发明的有益效果：通过设置阻力提供结构可以有效的在支撑螺钉的阻力臂段提供一个增加动力臂活动难度的阻力；另外通过张力螺钉的设置可以通过缩短动力臂，最终使整个杠杆结构成为一个较难发生运动及变化的稳定的杠杆结构；主要通过增加阻力及缩短动力臂的方式将杠杆变为一个费力杠杆，需要给股骨头位置的动力臂需要一个很大的力量才能使杠杆结构发生平衡破坏；这样患者直立活动时，向股骨头位置的动力臂位置施加力量不足以破坏杠杆结构的平衡，能够促使患者早日下床活动，而不用担心平衡破坏对患者的伤害。

张力螺钉与支撑螺钉的交叉的设置方式，通过支点内移的方式缩短了动力臂的长度，属于内侧壁的仿生重建结构，增加了杠杆结构的稳定性；当交叉点更接近压力骨小梁与张力骨小梁的生理交叉点时，重建的杠杆结构的稳定性最强。

阻力提供螺杆第二端固定设置在锁定螺钉的方式，也可以从外侧实现将阻力螺钉固定到支撑螺钉与锁定螺钉间的目的；此种方式中阻力螺钉整体可设置在患者腿部外侧，可以通过直观的观察阻力螺钉的情况了解患者恢复的情况。

阻力臂提供结构为保护板时，此种方式主要适用于有创治疗的方案，通过将保护板贴合骨面，并将保护板固定在主钉与锁定螺钉之间的方式实现提供阻力的目的。

阻力臂提供结构为栓系绳的方案，可以通过一种相对低成本的材料为支撑螺钉的阻力臂段提供阻力，且此种方式也可在体外设置，还可以根据恢复状况不断调节阻力大小。

需进一步说明该技术方案为建立在科学有效的杠杠重建平衡理论基础上的器械设计，为一种有依据的从实质上进行设计有好的效果的技术方案。通过此种方式进行仿生重建为一种领先于其他器械没有实质理论依据的单纯通过增加钉体数目及将骨折部位包围的技术方案的。

附图说明

图1为本发明髓内钉系统设置到股骨近端时的结构示意图；

图2为本发明整体髓内钉系统组装后的正面观整体结构示意图；

图3为本发明整体髓内钉系统组装后的正面观整体纵向剖视结构示意图；

图3-1为本发明第四钉孔为无螺纹钉孔的局部放大结构示意图；

图3-2为本发明第四钉孔为螺纹钉孔的局部放大结构示意图；

图4为本发明整体髓内钉系统组装后的右侧面观整体结构示意图；

图5为本发明整体髓内钉系统组装后的左侧面观整体结构示意图；

图6为本发明整体髓内钉系统组装后的右面观整体结构示意图；

图7为本发明整体髓内钉系统组装后的左面观整体结构示意图；

图8为本发明整体髓内钉系统组装后的底面观整体结构示意图；

图9为本发明退钉钉孔部分局部放大结构示意图；

图10为本发明支撑钉前端为贯穿槽体的局部放大结构示意图；

图11为本发明阻力螺钉第二端连接锁定螺钉的实施方式整体结构示意图；

图12为本发明阻力提供结构为栓系绳的实施方式整体结构示意图；

图13为本发明阻力提供结构为保护板的实施方式整体结构示意图；

图中，1、主钉；2、支撑螺钉；21、第一钉孔；22、动力臂段；23、阻力臂段；24、螺旋刃；3、锁定螺钉；31、第二钉孔；32、第二端帽；41、阻力螺钉；411、第三钉孔；4111、退钉钉孔；412、第四钉孔；413、第三端帽；414、第五钉孔；42、保护板；43、栓系绳；5、张力螺钉；51、交叉点；52、第一张力钉孔；53、第二张力钉孔；54、贯穿槽体。

具体实施方式

以下通过特定的具体实施例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，本领域技术人员可由本说明书所揭露的内容轻易地了解本发明的其他优点与功效。本发明还可以通过另外不同的具体实施方式加以实施或应用，在不冲突的情况下，以下实施例及实施例中的特征可以相互组合，基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做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。

定义外侧对应股骨的外侧壁方向，内侧对应股骨的股骨头方向。

近端为对应股骨头方向为近端，相反的股骨骨干方向为远端。

实施例1

参考图1，11,12,13；一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；

支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；

锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置；

张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。阻力提供结构的第二端固定设置在外侧壁骨折位置的下方位置。此种设置可以保证提供更加稳定的阻力，且不会对固定的骨折部位造成干扰及影响。

更优选的实施方式为：第二钉孔31设置为螺纹孔，锁定螺钉3上的螺纹与螺纹孔上的螺纹适配。通过螺纹的方式实现锁定螺钉3与主钉1的连接，此种连接方式可以有效的维持位置稳定，防止发生晃动。

更优选的实施方式为；所述主钉1为中空结构，中空设置可以减小主钉1质量。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

参考图1-2；支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，参考图10；支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

实施例2

参考图1-8一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。阻力提供结构为阻力螺钉41，支撑螺钉2的阻力臂段23上设置供阻力螺钉41穿入第三钉孔411；支撑螺钉2的第二端设置螺纹结构或为螺旋刃24结构。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力螺钉41，主钉1，支撑螺钉2及锁定螺钉3的纵向对称面设置在一个平面上。阻力螺钉41的第二端旋入股骨外侧壁未发生骨折的位置。其中优选，将阻力螺钉41的第二端设置在支撑螺钉2下方的未发生骨折的位置处，

阻力螺钉41与支撑螺钉2的角度范围70-110°。优选为80-100°；最佳实施角度为，阻力螺钉41与支撑螺钉2的角度90°。此种角度设置可以保证阻力提供的有效性。

更优选的实施方式为：阻力螺钉41的第二端旋入股骨外侧壁后经过主钉1上设置的第四钉孔412贯穿到股骨内侧。通过此种设置可以最大程度的保证提供一个较大且稳定的阻力。

阻力螺钉41的第一端设置第三端帽413；所述第三端帽413较螺杆直径大，且第三端帽413直径较第三钉孔411大，此种设置可以保证形成有效的阻力。

阻力臂段23的长度范围为1-5cm；进一步，阻力臂段23的直径较动力臂段22的直径大，此种设置可以有效避免支撑螺钉2旋入长度过长而刺穿股骨头。

阻力螺钉41为全螺纹螺钉。全螺纹设置可以最大程度防止螺纹段长度不够，造成的固定牵拉力量不足。

阻力螺钉41的材料为医用生物金属材料。具体为钛合金材料。

实施例3.

参考图1-8，一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。阻力提供结构为阻力螺钉41，支撑螺钉2的阻力臂段23上设置供阻力螺钉41穿入第三钉孔411；支撑螺钉2的第二端设置螺纹结构或为螺旋刃24结构。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力螺钉41，主钉1，支撑螺钉2及锁定螺钉3的纵向对称面设置在一个平面上。阻力螺钉41的第二端旋入股骨外侧壁未发生骨折的位置。其中优选，将阻力螺钉41的第二端设置在支撑螺钉2下方的未发生骨折的位置处。更优选的实施方式为：阻力螺钉41第二端与股骨外侧壁的旋入固定点为仿生张力骨小梁与股骨外侧壁的仿生接触位置。

阻力螺钉41与支撑螺钉2的角度范围为70-110°。优选为80-100°；最佳实施角度为，阻力螺钉41与支撑螺钉2的角度为90°。此种角度设置可以保证阻力提供的有效性。

更优选的实施方式为：阻力螺钉41的第二端旋入股骨外侧壁后经过主钉1上设置的第四钉孔412贯穿到股骨内侧。通过此种设置可以最大程度的保证提供一个较大且稳定的阻力。参考图3-1与3-2；当患者股骨内侧壁骨折时，股骨本身较难为阻力螺钉41提供固着力量，第四钉孔412设置为螺纹钉孔；当患者股骨内侧壁未骨折时，股骨本身可以为阻力螺钉41提供固着力量，第四钉孔412设置为非螺纹钉孔或螺纹钉孔，第四钉孔412直径与阻力螺钉41适配。

阻力螺钉41的第一端设置第三端帽413；所述第三端帽413较螺杆直径大，且第三端帽413直径较第三钉孔411大，此种设置可以保证形成有效的阻力。

阻力臂段23的长度范围为1-5cm；进一步，阻力臂段23的直径较动力臂段22的直径大，此种设置可以有效避免支撑螺钉2旋入长度过长而刺穿股骨头。

阻力螺钉41为全螺纹螺钉。全螺纹设置可以最大程度防止螺纹段长度不够，造成的固定牵拉力量不足。

为增加骨折愈合过程中支撑螺钉2的活动性；第三钉孔411为设置有退钉空间的退钉钉孔4111；此种设置可以有效防止位置完全锁死后，各个结构发生位置微调时，对整体结构的损坏。

参考图9，退钉钉孔4111的设置方式为：退钉钉孔4111设置为槽口型钉孔或胶囊型钉孔。此种设置可允许支撑螺钉2有一定的置入深度范围及允许支撑螺钉2在骨折康复负重过程中有一定的微动。

阻力螺钉41初始状态为设置在退钉钉孔4111的外侧端，此种设置才可以保证一定范围内的退钉活动空间。

阻力螺钉41的材料为医用生物金属材料。具体为钛合金材料。

实施例4

参考图11，一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。阻力提供结构为阻力螺钉41，支撑螺钉2的阻力臂段23上设置供阻力螺钉41穿入第三钉孔411；支撑螺钉2的第二端设置螺纹结构或为螺旋刃24结构。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，参考图10；支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力螺钉41，主钉1，支撑螺钉2及锁定螺钉3的纵向对称面设置在一个平面上。锁定螺钉3的外侧壁端设置第二端帽32；第二端帽32上设置第五钉孔414，阻力螺钉41第二端伸入锁定螺钉3上设置的第五钉孔414内，阻力螺钉41固定好后与锁定螺钉3的位置固定不发生相对运动；通过此种方式实现通过锁定螺钉3的固定性给支撑螺钉2的阻力臂段23提供阻力的目的。第五钉孔414内设置与阻力螺钉41第二端的螺纹适配的螺纹结构，或者阻力螺钉41最下端设置与阻力螺钉41第二端的螺纹适配的螺母结构。阻力螺钉41的第二端的螺纹结构长度范围为1-5cm；此种长度即可满足阻力提供与调整。

更优选的实施方式为，设置2-3个锁定螺钉3，其中最上方的锁定螺钉3上设置第五钉孔414。相邻两个锁定螺钉3的距离不小于3cm。

更优选的实施方式为，阻力臂段23组合设置一带有水平短段的延长段；延长段上设置于第五钉孔414对应的第三钉孔411；阻力螺钉41穿过第三钉孔411固定设置到第五钉孔414内。

更优选的实施方式为，阻力臂段23的第三钉孔411与锁定螺钉3的第二端帽32上的第五钉孔414设置在体外，在体外设置阻力螺钉41。通过此种方式可以有效的实现各个结构的外固定。

阻力螺钉41的材料为医用生物金属材料。具体为钛合金材料。

实施例5

参考图11，一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。阻力提供结构为阻力螺钉41，支撑螺钉2的阻力臂段23上设置供阻力螺钉41穿入第三钉孔411；支撑螺钉2的第二端设置螺纹结构或为螺旋刃24结构。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，参考图10，支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力螺钉41，主钉1，支撑螺钉2及锁定螺钉3的纵向对称面设置在一个平面上。锁定螺钉3的外侧壁端设置第二端帽32；第二端帽32上设置第五钉孔414，阻力螺钉41第二端伸入锁定螺钉3上设置的第五钉孔414内，阻力螺钉41固定好后与锁定螺钉3的位置固定不发生相对运动；通过此种方式实现通过锁定螺钉3的固定性给支撑螺钉2的阻力臂段23提供阻力的目的。第五钉孔414内设置与阻力螺钉41第二端的螺纹适配的螺纹结构，或者阻力螺钉41最下端设置与阻力螺钉41第二端的螺纹适配的螺母结构。阻力螺钉41的第二端的螺纹结构长度范围为1-5cm；此种长度即可满足阻力提供与调整。

为增加骨折愈合过程中支撑螺钉2的活动性；第三钉孔411为设置有退钉空间的退钉钉孔4111；此种设置可以有效防止位置完全锁死后，各个结构发生位置微调时，对整体结构的损坏。

参考图9；退钉钉孔4111的设置方式为：退钉钉孔4111设置为槽口型钉孔或胶囊型钉孔。此种设置可允许支撑螺钉2有一定的置入深度范围及允许支撑螺钉2在骨折康复负重过程中有一定的微动。

阻力螺钉41初始状态为设置在退钉钉孔4111的外侧端，此种设置才可以保证一定范围内的退钉活动空间。

阻力螺钉41的材料为医用生物金属材料。具体为钛合金材料。

实施例6

参考图12，一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧壁侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力提供结构为缠绕在阻力臂段23与锁定螺钉3第二端帽32间的无弹性栓系绳43。

更优选的实施方式为，栓系绳43设置为可降解绳。

更优选的实施方式为，阻力臂段23与锁定螺钉3第二端端帽都包含一段体外段，栓系绳43设置在体外段上。

实施例7

参考图13，一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括：

主钉1，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；支撑螺钉2，用于通过主钉1上设置的第一钉孔21伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉2自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉2被主钉1分为两段，内侧为动力臂段22；外侧为阻力臂段23；锁定螺钉3，穿过主钉1上设置的第二钉孔31横穿设置在主钉1下端；用于将髓内钉固定在需要的位置。张力螺钉5，用于为股骨内侧壁提供牵张力；所述张力螺钉5自外侧穿过主钉1上的第一张力钉孔52，后与支撑螺钉2交叉，张力螺钉5与支撑螺钉2在内侧形成新的支点；支点内移后减小了动力臂段22的动力臂长度；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉2的阻力臂段23提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段23；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置。

张力螺钉5的外侧段设置螺纹段。张力螺钉5的内侧段设置螺纹钉头；张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。

更优选的实施方式为：张力螺钉5设置在支撑螺钉2上方或支撑螺钉2下方；设置在支撑螺钉2上方的设置能够提高下方结构设置的便宜性。

张力螺钉5与主钉1角度为85-95度，最优方式为：张力螺钉5垂直主钉1设置，此种设置可以保证最短的张力螺钉5的设置。

支撑螺钉2上设置第二张力钉孔53；张力螺钉5伸入第二张力钉孔53内，交叉点51为第二张力钉孔53处。或者，支撑螺钉2上设置自交叉点51位置到边缘的贯穿槽体54，张力螺钉5设置在贯穿槽体54内。通过贯穿槽体54设置可以稍微减少设置难度。

阻力提供结构为紧贴外侧壁骨折面设置的保护板42；保护板42紧贴外侧壁设置，保护板42上设置供支撑螺钉2伸入的第七钉孔，还设置一个供锁定螺钉3伸入的第八钉孔。首先将保护板42设置到准确位置，后将支撑螺钉2与锁定螺钉3分别伸入设置到准确位置，就将保护板42设置在了支撑螺钉2与锁定螺钉3间，可以根据锁定螺钉3的固定作用，为支撑螺钉2的阻力臂段23提供阻力。

实施例8

在实施例1-8的基础上，张力螺钉5与支撑螺钉2的交叉点51为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点51。阻力螺钉41第二端与股骨外侧壁的旋入固定点为仿生张力骨小梁与股骨外侧壁的仿生接触位置。此实施例的设置可以实现对张力骨小梁，压力骨小梁与股骨外侧壁的仿生关系，为一种更加稳定的髓内钉固定系统。

上述实施例的说明只是用于理解本发明。应当指出，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以对本发明进行若干改进，这些改进也将落入本发明权利要求的保护范围内。

Claims (10)

1.一种新型的股骨近端全仿生髓内钉内固定系统，其包括

主钉，用于伸入股骨骨髓腔内起支撑作用；其特征在于，还包括：

支撑螺钉，用于通过主钉上设置的第一钉孔伸入到股骨头内起支撑作用；所述支撑螺钉自股骨外侧壁经股骨颈伸入到股骨头内；所述支撑螺钉被主钉分为两段，股骨头侧为动力臂段；外侧壁侧为阻力臂段；

锁定螺钉，穿过主钉上设置的第二钉孔横穿设置在主钉下端；用于将髓内钉固定在需要的位置；

张力螺钉，用于承担内固术后股骨近端的牵张力；所述张力螺钉自外侧穿过主钉上的第一张力钉孔，后与支撑螺钉交叉，张力螺钉与支撑螺钉在内侧形成新的交叉点，所述交叉点为内移支点；

阻力提供结构，用于为支撑螺钉的阻力臂段提供向下的阻力；所述阻力提供结构的第一端设置在所述阻力臂段；阻力提供结构的第二端设置附着或固定在提供向下阻力的位置；

可选的，阻力提供结构的第二端固定设置在外侧壁骨折位置的下方位置。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，张力螺钉的外侧段设置螺纹段；张力螺钉与支撑螺钉内侧段设置螺纹钉头；可选的，张力螺钉与支撑螺钉的交叉点为股骨张力骨小梁与压力骨小梁交叉的仿生交叉点。

3.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，张力螺钉设置在支撑螺钉上方或支撑螺钉下方；可选的，张力螺钉与主钉的角度范围为85-95度；最优的方式为张力螺钉垂直主钉设置。

4.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，支撑螺钉的内侧段设置为螺纹钉头，支撑螺钉上设置第二张力钉孔；张力螺钉伸入第二张力钉孔内，所述支点为第二张力钉孔处；或者，支撑螺钉上设置自交叉点位置到边缘的贯穿槽体，张力螺钉设置在贯穿槽体内。

5.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，阻力提供结构为阻力螺钉，支撑螺钉的阻力臂段上设置供阻力螺钉穿入的第三钉孔；可选的，阻力螺钉，主钉，支撑螺钉及锁定螺钉设置在一个平面上。

6.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，将阻力螺钉的第二端设置在支撑螺钉下方的未发生骨折的位置处；可选的，阻力螺钉第二端与股骨外侧壁的旋入固定点为仿生张力骨小梁与股骨外侧壁的仿生接触位置。

7.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，阻力螺钉的第二端旋入股骨外侧壁后经过主钉上设置的第四钉孔贯穿到股骨内侧；当患者股骨内侧壁骨折时，第四钉孔设置为螺纹钉孔；当患者股骨内侧壁未骨折时，第四钉孔设置为非螺纹钉孔。

8.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，锁定螺钉的外侧壁端设置第二端帽；第二端帽上设置第五钉孔，阻力螺钉第二端伸入锁定螺钉上设置的第五钉孔内，阻力螺钉固定好后与锁定螺钉的位置固定不发生相对运动；可选的，第五钉孔内设置与阻力螺钉第二端的螺纹适配的螺纹结构，或者阻力螺钉最下端设置与阻力螺钉第二端的螺纹适配的螺母结构；设置2-3个锁定螺钉，其中最上方的锁定螺钉上设置第五钉孔。

9.根据权利要求5-8任意一项所述的系统，其特征在于，第三钉孔为设置有退钉空间的退钉钉孔；可选的，退钉钉孔设置为槽口型钉孔或胶囊型钉孔。

10.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，阻力提供结构为紧贴外侧壁骨折面设置的保护板；保护板紧贴外侧壁设置，保护板上设置供支撑螺钉伸入的第七钉孔，还设置一个供锁定螺钉伸入的第八钉孔；或者，阻力提供结构为缠绕在阻力臂段与锁定螺钉第二端帽间的无弹性栓系绳。

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