后表面的第二螺纹结构。 其中， 所谓的 “前” 、 “后” 方向均是相对于骨螺钉的旋入旋出方向而言的， 在本发明 的描述中， 将沿着轴线方向的螺钉旋入方向称作 “前” ， 而将相反的螺钉旋出方向称作 “后” 。
优选地， 第二前表面在过螺钉轴线的横截面中的方向线大致垂直于所述螺钉的轴 线。 在第二螺纹中， 第二前表面的主要作用是承受螺钉所受的轴向拔出力， 而垂直的第二前 表面能够很好地实现与骨骼接合， 从而在整个第二前表面上均匀地承受载荷。
但是， 第二前表面不一定是平面结构， 任何可以有效承受轴向拔出力的第二前表 面结构， 例如各种不规则弧形表面均可以被采用。 而为了便于清楚地描述这些结构， 这里引 入了 “方向线” 的概念作为第二前表面的参考量。具体来说， “方向线” 为将相关曲线的有效 部分， 即发挥承载或导向等功能的部分首尾相连的直线段， 可以用来大致表示该曲线的走 势方向， 但并不是严格的几何学的概念。而出于同样的考虑， 在下文对第一前表面、 第一后 表面和第二后表面等的描述中也同样使用 “方向线” 作为参考。
此外， “大致垂直于轴线” 的意思是说， 该方向线不一定是完全垂直的， 也可以与轴 线的垂线形成一个夹角。 合适夹角的存在不会对螺钉抗轴向拔出力的能力产生任何实质性 的影响， 其既可以是主动追求的角度修正， 以实现螺钉其它方面性能的改善， 也可以是对加 工中角度误差的容忍， 从而显著降低加工的难度， 降低生产成本。 一般认为， 第二前表面在过螺钉轴线的横截面中的方向线与螺钉旋入方向的夹角 为 55-100°， 优选为 75-95°时， 可以基本忽略其对螺钉抗轴向拔出力的能力产生的负面 影响。其中， 可以有意将第二前表面设置为略向后倾斜， 从而形成 “倒钩” 的结构， 反而可以 在一定程度上进一步改善抗轴向拔出力的性能。
在过螺钉轴线的横截面中， 第二螺纹可以呈现各种规则和不规则的截面形状。例 如当第二前表面和第二后表面相交时， 第二螺纹大致呈现三角形 ； 当第二前表面和第二后 表面底端通过直线段和 / 或曲线段相连时， 第二螺纹大致呈现四边形， 优选地为梯形 ； 当第 二前表面和第二后表面的斜率不断改变并最终相连时， 第二螺纹大致呈现半圆形。
这里的 “大致” 的意思是说， 三角形、 四边形 ( 梯形 ) 和半圆形的表述并不完全符 合几何学的定义， 例如三角形、 四边形 ( 梯形 ) 的各条边不一定都是直线段， 也可以包括规 则或不规则的曲线段或折线段 ； 也例如半圆形边的曲率可以是逐渐改变的。 并且， 即使各边 都是直线段， 它们的连接处也可以形成倒角或圆弧以消除应力集中。
第二螺纹的顶端轴向尺寸和高度与第一螺纹出去第二螺纹的前后剩余部分的齿 根强度存在一定的函数关系。其中在确定顶端轴向尺寸和高度时， 既要确保第一螺纹的前 后剩余部分的齿根强度在安全范围以内， 还要使得第二螺纹与骨骼的接触面积尽可能大。
如背景技术中所描述的， 抗轴向旋转力矩的能力与螺钉和骨骼的总接触面积密切 相关， 接触面积越大， 抵抗轴向旋转力矩的能力也就越大， 螺钉也就越不容易从骨骼当中旋 出。
但是由于骨螺钉与骨骼之间的实际接触表面具有一定的空间几何形状， 很难求出 精确值， 因而在对结果要求不是十分精确的情况下， 也可以将第二螺纹在轴向横截面上的 周长作为判断螺钉抗轴向旋转力矩能力的依据。
一般来说， 增大第二螺纹的顶端轴向尺寸和高度都能有效地改善其性能。而要获 得明显的性能提高， 第二螺纹的高度不能小于第一螺纹齿形高度的 10％， 但是为了确保安
全， 顶端轴向尺寸不能超过第一螺纹牙顶宽度的 70％。
优选地， 第二后表面在过螺钉轴线的横截面中的方向线与第一前表面对应部分的 方向线大致平行。这样的结构可以尽可能减小螺钉在旋入过程中所受的阻力。
其中， 第一前表面对应部分是指其与第二后表面高度相同的那一部分表面。 而 “大 致平行” 的含义是指， 两条方向线之间不一定是完全平行的， 也可以相互形成一个小的夹 角。这一小夹角的存在不会明显增加螺钉在旋入过程中的阻力， 并且同样地， 其既可以是 主动的角度修正， 也可以是对加工中角度误差的容忍。 优选地， 两方向线之间的夹角不超过 15°， 并且可正可负。
对于标准化的骨螺钉来说， 第二后表面在过螺钉轴线的横截面中的方向线与螺钉 旋入方向的夹角大致为 105-165°， 优选地为 110-135°。
优选地， 第二螺纹既可以是连续的， 也可以包括多个螺纹分段。 并且当包括多个螺 纹分段时， 这些螺纹分段在过螺钉轴线的横截面中的截面形状可不完全相同。 另一方面， 第 二螺纹在过螺钉轴线的横截面中的截面形状也可以是变化的， 例如连续渐变的或突变的。
并且， 第二螺纹可以分布在螺纹部的前部或其它任何部分， 也可以分布在螺纹部 的整个长度上。它还可以具有变化的螺距。 上述这些方案都是可选的对第二螺纹结构的优化调整， 可以针对特定的使用环境 进一步地改善骨螺钉的性能。例如具体来说， 人体不同部位的骨骼本身就具有不同的骨密 度， 再加上各个年龄层次的患者的骨骼发育和衰老程度也各不相同， 甚至是对同一块骨头， 其由外至内的骨密度分布也是不同的。因此， 一成不变的骨螺钉螺纹不可能适用于所有的 患者和部位。 因此在设计时， 可以根据病患的具体情况， 通过调整第二螺纹的分布和截面变 化， 使得螺钉更加有效地实现与骨骼的接合。
优选地， 第二螺纹的各个环节可被设置为始终位于第一螺纹对应环节的中部。这 样的结构可以确保第一螺纹的前后剩余部分具有大致相当的齿根强度， 除了可以减小断齿 的风险外， 还可以在多数情况下， 增大第二螺纹的顶端轴向尺寸和高度， 从而增加螺钉与骨 骼的接合面积。
优选地， 第一螺纹可在其部分轴向长度 ( 例如中段 ) 或者整个轴向长度上包括圆 锥形螺纹内径， 而第二螺纹既可同样采用圆锥形螺纹内径， 也可以采用简单的圆柱形螺纹 内径。 采用圆柱形螺纹内径可以有效地提高螺钉抗轴向拔出力的能力， 但是由于内径较细， 因而容易在弯曲应力的作用下折断 ； 而采用圆锥形螺纹内径可以显著提高螺钉抗弯曲的能 力， 但是其抗轴向拔出力的能力会有所下降， 这是因为在螺钉后段， 螺纹的齿形高度过小所 致。 因此， 合理地选择第一和第二螺纹的搭配， 也是针对特定的骨骼条件对螺钉做出改进的 方法。还可以令第二螺纹和第一螺纹具有形状对应的底径结构， 例如第一螺纹和第二螺纹 均具有前、 后部分为圆柱形、 中部为圆锥形的底径结构。
进一步地， 在第二螺纹的底部还可设置包括第三前表面和第三后表面的第三螺 纹， 并且第三前表面和第三后表面的方向线分别与第二后表面和第二前表面的方向线大致 平行。 显然， 设置第三螺纹可以进一步增大螺钉和骨骼的接触表面积， 使得轴向拔出力和轴 向旋转力矩的承载面积变大， 从而改善螺钉的性能。并且， 第三螺纹可设置多个。
此外， 第二螺纹的顶端轴向尺寸和高度可分别在 0-1.5mm 和 0-1.5mm 的范围内选 择， 优选地， 第二螺纹的高度可为 0.05-0.75mm。
根据本发明的另一个方面， 提出了一种新的颈椎内植入螺钉， 其包括根据本发明 第一方面的结构， 并且为了适于在颈椎使用， 其第二螺纹的齿形高度为 0.1-0.mm， 第二螺 纹的顶端轴向尺寸为 0.1-0.75mm。优选地， 齿形高度为 0.15-0.35mm， 顶端轴向尺寸为 0.15-0.35mm。
根据本发明的又一个方面， 提出了一种新的脊柱内植入螺钉， 其包括根据本发明 第一方面的结构， 并且为了适于在脊柱使用， 其第二螺纹的齿形高度为 0.1-1.0mm， 第二 螺纹的顶端轴向尺寸为 0.1-1.0mm。优选地， 齿形高度为 0.2-0.65mm， 顶端轴向尺寸为 0.2-0.65mm。
根据本发明的再一个方面， 提出了一种新的颅脑内植入螺钉， 其包括根据本发 明第一方面的结构， 并且为了适于在颅脑使用， 其第二螺纹的齿形高度为 0-0.25mm， 第二 螺纹的顶端轴向尺寸为 0-0.35mm。优选地， 齿形高度为 0.05-0.15mm， 顶端轴向尺寸为 0.1-0.2mm。
根据本发明的再一个方面， 提出了一种新的创伤内植入螺钉， 其包括根据本发 明第一方面的结构， 并且为了适于在创伤处使用， 其第二螺纹的齿形高度为 0-1.5mm， 第 二螺纹的顶端轴向尺寸为 0-1.5mm。优选地， 齿形高度为 0.05-0.75mm， 顶端轴向尺寸为 0.05-0.75mm。 其中， 由于颅脑内植入螺钉和部分创伤内植入螺钉所针对的骨骼的骨密度很大， 因此， 第二螺纹只需要具有很小的尺寸就能够实现其功能。
此外， 对于颈椎内植入螺钉、 脊柱内植入螺钉和部分创伤内植入螺钉来说， 可将位 于螺钉前端的第二螺纹的高度和顶端轴向尺寸设置为不小于螺钉后端的第二螺纹的高度 和顶端轴向尺寸。这是与这些骨骼的骨密度由外到内变化较大， 以及外层皮质骨的骨密度 大、 内层松质骨的骨密度小的特性相适应的。
通过上述结构， 使得本实施方式中的螺钉的承受轴向拔出力和轴向旋转力矩的能 力显著提高。并且由于设计时为第一螺纹保留了足够的尺寸余量， 因而几乎不会对第一螺 纹的抗弯曲能力产生任何负面影响。
附图说明
现在将通过仅为举例的方式， 参照附图对本发明的优选实施方式进行描述， 其 中：
图 1 显示的是依照本发明的优选实施方式的颈椎内植入螺钉的过轴线的横截面 示图 ；
图 2 显示的是图 1 中圆圈部分的放大视图， 显示了颈椎内植入螺钉的牙型结构 ；
图 3 显示的是如图 2 所示的颈椎内植入螺钉的牙型结构的改进方案 ；
图 4 显示的是如图 2 所示的颈椎内植入螺钉的牙型结构的另一种改进方案 ；
图 5 显示的是依照本发明的另一优选实施方式的颈椎内植入螺钉的主视图 ；
图 6 显示的是图 5 所示的颈椎内植入螺钉的过轴线的横截面示图 ；
图 7 显示的是图 6 中圆圈部分的放大视图， 显示了螺钉的牙型结构 ；
图 8 显示的是依照本发明的骨螺钉的第二螺纹的可选修改方案的示意图 ；
图 9a-9c 显示了依照本发明的骨螺钉的第二螺纹的三种可选分布方式 ；图 10a-10d 显示了当第一螺纹为锥形底径结构时第二螺纹的四种布置位置 ； 图 11a-11h 显示了依照本发明的第二螺纹的几种可选形状 ； 图 12-13 显示了依照本发明的优选实施方式的脊柱内植入螺钉 ； 图 14-15 显示了依照本发明的优选实施方式的另一种脊柱内植入螺钉 ； 图 16-17 显示了依照本发明的优选实施方式的创伤内植入螺钉 ； 图 18-19 显示了依照本发明的优选实施方式的颅脑内植入螺钉。具体实施方式
下面将参照附图， 通过举例的方式对本发明的优选实施方式进行详细描述， 从而 使本领域技术人员能够更加清楚地了解本发明的优势。
首先参照图 1、 2， 其显示的是依照本发明设计的颈椎内植入螺钉及其牙型结构的 优选实施方式。所述螺钉用于颈椎前路钢板系统， 该系统已经在颈椎手术中得到了广泛的 运用， 其包括固定钢板和骨螺钉， 通过用骨螺钉将固定钢板和骨头紧固地连接在一起， 从而 利用钢板的刚性来实现断骨的连接或骨骼病变和畸形的矫正。
其中， 从图 1 中可以看出， 第一螺纹的螺纹内径呈圆柱形， 直径 d1 为 2.2mm， 外径 D1 为 4.0mm。相应地， 第一螺纹牙型的最大高度 H1 为 0.9mm。
而如图 2 所示， 本实施例所采用的第一螺纹的轴向横截面大致呈现斜边梯形， 其 前表面 11 与旋入方向的夹角 α1 为 115°， 轴向横截面的后表面 12 与旋入方向的夹角 β1 为 85°， 螺纹牙顶轴向尺寸 L1 为 0.4mm。第二螺纹大致呈现斜边三角形。
但是， 本领域的一般技术人员可以很容易想到， 第一螺纹也可以采用其它现有的 螺纹形式， 例如各种三角形螺纹、 方形螺纹和其它形状的梯形螺纹。当然， 第一螺纹可以采 用本领域中的各种标准化螺纹， 并且这样的选用不会对本发明第二螺纹的应用造成任何影 响。在实际使用中， 制造商往往还会根据自己的内部标准对第一螺纹的尺寸进行微小的调 整， 这样的调整也属于已知的技术。
继续参照图 2， 第二螺纹的环节大致位于第一螺纹对应环节的顶端中央， 这是为 了确保在形成第二螺纹后， 第一螺纹的剩余部分 13、 14 具有大致相等的机械强度。这样能 更容易地确保第一螺纹原有功能不受影响， 从而更大程度地增加第二螺纹的高度和轴向尺 寸。
第二螺纹的前表面 16 和后表面 17 在过螺钉轴线的横截面上呈现分别位于前后两 侧的两直线段， 两直线段的底部通过圆弧倒角相连， 以消除应力集中。第二螺纹的高 h1 为 0.22mm， 顶端轴向尺寸 11 为 0.2mm， 这样为第一螺纹的前后剩余部分 13、 14 留下了足够的底 部轴向尺寸， 从而具有足够的齿根强度， 不会在使用中发生断齿等事故。
第二螺纹的前表面 16 主要用来承载轴向拔出力， 因而要求其具有较大的倾斜度， 以避免使用时从骨头中滑出。一般来说， 与轴线垂直的前表面 16 即可实现此目的， 但是也 可以令其与垂面具有一定的夹角， 例如在本实施方式中， 前表面 16 与旋入方向的夹角 γ1 为 80°。
轴向横截面的后表面 17 主要用来引导螺钉的旋入。因而一方面其倾斜度一般小 于前表面 16， 以减小阻止旋入的摩擦力矩， 另一方面， 其倾斜度可大致与第一螺纹的前表面 11 相等， 从而避免旋入过程中与第一前表面 11 的受力发生冲突， 增加旋入的阻力。例如在本实施方式中， δ1 为 115°， 与第一前表面 11 和旋入方向的夹角 α1 相等。
当然， 本领域的技术人员能够在上述实施例的基础上很容易做出各种改进。 例如， 第二螺纹横截面的各边并不一定由单条直线段形成， 也可以包括曲线段或者直线段和曲线 段的组合。
而各种数据值也是可以根据需要进行选取， 例如在另一个实施例 ( 结构参照图 2) 中， 第一螺纹的外径 D1’ 变为 4.5mm， 内径 d1’ 变为 2.8mm， 前表面 11 与旋入方向的夹角 α1’ 变为 125°， 而第二螺纹的高度 h1’ 和顶端轴向尺寸 11’ 均变为 0.3mm， 前表面 16 与旋入方 向的夹角 γ1’ 变为 75°， 后表面 17 与旋入方向的夹角 δ1’ 变为 120°。
另外， 虽然在本实施方式中每个第一螺纹的顶端仅设置了单个第二螺纹， 但是本 领域技术人员很容易想到， 第二螺纹的数量可以依照需要设置为若干个 ( 例如图 3 中的两 个 ) 以适应所需的受力状况， 只要这样的结构能够确保第一螺纹的各个剩余部分 13-15 具 有足够的强度而不会发生断裂等事故。不过在一般情况下， 采用单个第二螺纹就可以足够 提高螺钉承受轴向拔出力和轴向旋转力矩的能力。
下面参照图 4， 其显示的是图 2 所示螺钉牙型结构的又一种替代方案， 其与第一实 施方式的区别在于， 图 4 中的第二螺纹呈现斜边梯形结构。其中， 第一螺纹的参数没有做修 改， 而第二螺纹的参数变化在于， 顶端轴向尺寸 12 增加为 0.25mm， 相应地， 第一螺纹在其前 后的剩余部分 23、 24 的径向尺寸均有所减小， 同时 h2 保持 0.22mm 不变。这样， 梯形横截面 的底端轴向尺寸 d2 变为 0.1mm( 包括了两侧的圆角尺寸 )。
通过将两实施例进行对比， 可以很清楚地发现， 在本实施例中， 由于第二螺纹横截 面的周长进一步增大了， 因此螺钉与骨头的接触面积相应增加， 使得螺钉抗旋转力矩的能 力进一步得到提升。 同时， 由于第二螺纹的前后表面的尺寸和角度均未发生改变， 因此螺钉 抗轴向拔出力的能力并未受什么影响。
唯一可能的缺陷在于， 由于第一螺纹的剩余部分 23、 24 的径向尺寸有所减小， 使 得剩余部分 23、 24 的强度降低， 在使用中剩余部分 23、 24 可能会在根部处断裂。但是事实 上， 通过合理地设置剩余部分 23、 24 的径向尺寸， 完全可以确保此结构的安全可靠。
图 5-7 显示了根据本发明设计的又一种颈椎内植入螺钉。该骨螺钉的结构和尺寸 与前两个实施方式相比做了进一步的改进。其中， 图 5 显示了该螺钉的主视图， 图 6 为了清 楚显示了该螺钉的螺纹轮廓， 而将螺钉沿过轴线的横截面剖开， 图 7 是图 6 的局部放大视 图， 可以更加清楚地显示螺纹形状。
其中， 为了进一步优化螺钉的受力状况， 在本实施例中第一螺纹不再像前一实施 例一样采用圆柱体内径的普通螺纹结构， 而是采用在本领域已经普遍使用的圆锥角 ε 为 3-12°的圆锥底径结构， 如图 6 所示。
骨螺钉 30 由本领域的常用材料， 例如医用钛合金或医用不锈钢制成， 具有较高的 刚性和硬度。其主要包括头部 31、 螺纹部 32 和尾部 33， 其中头部 31 具有尖端 34， 适于钉入 到骨头中 ； 而尾部 33 一般具有适于与操作部件相连并传递力矩的连接部 35， 如图 6 所示 ； 而螺纹部 32 则用于在螺钉 30 被钉入骨头中以后， 承载螺钉所受的各种变力载荷， 其形状设 计直接影响到螺钉的力学性能。
在本实施方式中， 头部 31、 螺纹部 32 和尾部 33 的结构和尺寸采用各种公知的骨螺 钉的结构和尺寸， 尤其是采用各种标准化螺钉的尺寸。只是各生产商会根据其内部规范而做一些微调， 但是这种微调不会对螺钉的结构和性能产生影响。
由于第一螺纹采用的是锥形底径结构， 因此如图 6 所示， 其第一螺纹的参数在整 个螺纹长度上不断改变。 例如， 第一螺纹在螺纹部 32 靠近头部 31 的附近具有最大高度 H3 为 0.9mm， 之后随着第一螺纹向后延伸， 其高度不断减小， 并最终在靠近尾部 33 的附近消失。
如图 7 所示， 在第一螺纹的该环节中， 螺纹牙顶的径向尺寸 L3 为 0.42mm， 并且该螺 纹齿的前表面和后表面分别与旋入方向形成大致 115°和 85°的夹角， 从而分别形成第一 螺纹承载轴向拔出力的承载表面和引导螺钉旋入到骨头中的引导表面。
继续如图 7 所示， 本实施例中的第二螺纹同前两个实施例中一样， 也是大致位于 第一螺纹对应环节的顶端中央， 从而限定出第一螺纹的剩余部分 303、 304。 第二螺纹也大致 呈现倒置的三角形， 由前表面、 后表面以及将两表面底部连接在一起的圆弧构成。其中， 第 二前表面与旋入方向的夹角 γ3 为 90°， 后表面与旋入方向的夹角 δ3 为 125°， 从而实现 了 “易于旋入、 难以脱出” 的设计目的。
与第一螺纹不同， 本例中的第二螺纹采用的仍然是圆柱形内径的结构， 具有均匀 的尺寸结构。其高 h3 始终为 0.22mm， 顶端轴向尺寸 l3 始终为 0.2mm。这样的尺寸选择同样 可以有效地增加轴向拔出力的承载面积和螺钉与骨头的接触面积， 从而有效地提高抗轴线 拔出力和旋转力矩的能力， 同时不会降低第一螺纹剩余部分 303、 304 的强度和整个螺钉的 弯曲强度。 当然， 通过选取合适的参数， 也可以将第二螺纹设置为与第一螺纹相同或不同的 圆锥底径结构。 需要注意的是， 选取适当的参数以及将第一螺纹与第二螺纹的类型进行搭配， 不 仅可以实现本发明的基本功能， 还可以产生额外的效果。
例如在本例中， 由于第一螺纹采用的是圆锥底径结构， 因此从前到后其高度由最 大的 0.9mm 不断减小并最终几乎为零。结果是， 第一螺纹与骨骼的接触力几乎全部分布于 螺纹部 32 靠前的部分上， 尤其是靠近头部 31 的附近， 变力载荷沿着螺钉长度方向的分布很 不均匀。而第二螺纹的高度 h3 始终保持为 0.22mm 不变， 除了能够增强总的抗轴向拔出力 的能力和抗旋转力矩的能力以外， 还尤其提高了螺纹部 32 后半部分的性能， 从而使得轴向 拔出力和旋转力矩沿着螺钉长度的分布变得比较均匀， 额外优化了螺钉的总体受力状况。
但是应当明白的是， 并不是在所有的情况下都希望螺钉的受力分布变得更加均 匀， 对于某些特定骨骼来说， 需要将其承载的外力集中在某些特定区域。 而通过对第一螺纹 和第二螺纹的类型及参数进行选择， 可以部分实现外力载荷的选择性分配。
例如对于脊柱椎体来说， 由于其骨密度由外到内特殊的变化状况， 因此螺钉与骨 骼接合时， 绝大部分的载荷只能由螺钉头部承受。相应地， 要提高螺钉的总体性能， 就要提 高这一部分的局部性能。由此， 同样呈现圆锥底径结构的第二螺纹， 或者前部圆柱、 后部分 圆锥的第二螺纹， 或者前部圆锥、 中部圆柱、 后部圆锥的第二螺纹就更加适合。
图 8 显示了依照本发明的又一类骨螺钉的牙型结构示意图。为了描述简单， 将不 再对已经介绍过的部分做详细解释。
从图 8 中可以清楚看出， 这里的第二螺纹不再是像前几个实施方式一样， 始终保 持相同的横截面， 而是采用了变横截面的设置。 可选的变截面方式包括渐变和突变， 以及渐 变和突变的结合。
第二螺纹采用变截面的优点在于， 可以根据沿螺钉长度方向的载荷分布来对第二
螺纹的结构和参数进行相应调整， 从而实现螺钉整体性能的进一步优化。
另外需要注意的是， 图 8 中还显示了另一种改进的螺纹结构。如图 8 中最右端的 螺纹齿所示， 在第二螺纹的底部还可以具有额外的第三螺纹 40， 同第二螺纹一样， 第三螺纹 也可以改善螺钉在承受各种载荷时的受力状况， 使得螺钉的机械性能进一步提高。
图 9a-9c 则显示了本发明的另外三个可选方案。其中在图 9a 中， 第二螺纹沿着螺 钉的整个轴向长度分布在第一螺纹的顶端。这一方案中第二螺纹的长度最长， 因而对机械 性能的提升也最大。 但是正如前文中所描述的， 由于不同部位的骨骼密度分布不尽相同， 分 布在整个轴向长度上的第二螺纹有时是没有必要的， 不仅对性能的提升非常有限， 还会反 过来增加加工成本。
因而有时候， 人们更需要如图 9b 和 9c 中所示的第二螺纹， 这些第二螺纹只连续或 分段地分布在第一螺纹的部分顶端。这样的好处是， 可以根据需要有针对性地优化螺钉的 性能。例如对主要的承载部分进行加强， 或者改善载荷分布的不均。
下面将参照图 10a-10d， 其显示了第一螺纹采用圆锥底径结构时， 骨螺钉的四种可 选方案。
图 10a 显示的是其中结构最简单的一种方案， 即将第二螺纹设置为始终具有不变 的螺距 t。这样的结构加工起来比较简便， 但是可能会带来结构上的缺陷。 其原因在于， 由于第二螺纹采取等螺距 t 的布置方式， 因而第二螺纹在第一螺纹 顶端的相对位置不断后移， 如图 10a 中所示。这样， 如果螺钉的长度足够长， 就会造成第 二螺纹的后表面过于靠近第一螺纹的后表面， 使得第一螺纹靠后的剩余部分的机械强度太 低， 很容易折断。甚至当螺钉长度达到一定值时， 第二螺纹会直接割破第一螺纹的后表面。
虽然如此， 图 10a 中的方案仍然具有很广泛的应用， 因为在螺纹长度不太大的情 况下， 这一缺陷并不明显， 并且在技术上加工起来很方便。而在螺纹长度较大时， 就需要对 第二螺纹的结构和参数进行调整， 以优化螺钉的性能。图 10b-10d 就分别显示了这样的技 术方案。
在图 10b 所示的方案中， 第二螺纹被设置为螺距不断改变 ( 如图中 t1、 t2、 t3、 t4 所 示 )， 从而抵消第一螺纹为圆锥底径结构而引起的变化。
在图 10c 所示的方案中， 第二螺纹采用变截面的结构。这样虽然不能避免上述缺 陷的发生， 但是在安全范围内， 反而可以进一步增加螺钉与骨骼的接触面积从而提高性能。
在图 10d 所示的方案中， 图 10b 和图 10c 所示的两个方案被结合在一起， 从而既提 高了性能， 又消除了风险。不过， 其加工工艺也是最复杂的。
此外， 除了上面已经详细描述的具体结构以外， 图 11a-11h 还示出了几种可选的 第二螺纹横截面形状。这些结构的第二螺纹都对螺钉的性能有不同程度的提高。
下面参照图 12-19， 其显示了根据本发明的骨螺钉的其它几种可选的应用方式， 其 中：
图 12、 13 示出的是根据本发明的脊柱内植入螺钉， 其第一螺纹的前半部分呈现 圆柱体， 后半部分呈现圆锥体。第一螺纹的外径为 7.5mm， 内径为 4.0mm， 齿形高度在圆柱 体部分为恒定值 1.75mm， 在圆锥体部分逐渐减小， 牙顶宽度为 0.84mm。螺纹的第二后表面 和第一前表面与旋入方向的夹角为 115°， 第二前表面和第一后表面与旋入方向的夹角为 85°， 并且第二螺纹的高度为 0.35mm， 顶端轴向尺寸为 0.5mm。
图 14、 15 示出的是根据本发明的另一种脊柱内植入螺钉， 其仍然具有前半部分呈 现圆柱体， 后半部分呈现圆锥体的第一螺纹结构。 与前一实施例相比， 其区别在于第一螺纹 牙顶宽度为 1.2mm， 第二前表面与旋入方向的夹角为 95°， 从而与第一后表面形成 10°的 夹角， 并且第二螺纹的高度为 0.5mm， 顶端轴向尺寸为 0.9mm。
图 16、 17 示出了根据本发明的骨螺钉的又一种应用， 即创伤内植入螺钉， 其第一 螺纹为圆柱体形， 但是如图所示仅分布在螺钉的前半部分， 外径为 6.5mm， 内径为 3.0mm， 齿 形高度为 1.75mm， 牙顶宽度为 1.2mm。螺纹第一前表面与旋入方向的夹角为 115°， 第一 后表面与旋入方向的夹角为 85°， 而第二后表面与旋入方向的夹角为 120°， 第二前表面 与旋入方向的夹角为 80°， 从而分别形成 +5° 和 -5° 的夹角。此外， 第二螺纹的高度为 0.75mm， 顶端轴向尺寸为 0.8mm。
图 18、 19 示出了根据本发明的骨螺钉的又一种应用， 即颅脑内植入螺钉。由于颅 骨的骨密度非常高， 因此颅脑内植入螺钉的各个尺寸参数相对其它类型的骨螺钉相对较 小。 其第一螺纹外径为 2.0mm， 内径为 1.25mm， 齿形高度为 0.375mm， 牙顶宽度为 0.25mm。 螺 纹第一前表面和第二后表面与旋入方向的夹角均为 130°， 第一后表面与旋入方向的夹角 为 80°， 第二前表面与旋入方向的夹角为 85°。 此外， 第二螺纹的高度为 0.10mm， 顶端轴向 尺寸为 0.12mm。
当然， 应当理解的是， 本发明的内容并不局限于上述优选实施方式中的举例。 本领 域技术人员可以很容易地再想到各种修改的方案， 而这些可选修改均未偏离本发明的核心 内容， 应当也被作为本发明的一部分予以保护。