用于连接软组织与骨的骨锚.pdf

提供了通孔内设置有三个缝线附连位点的骨锚。骨锚适用于肌腱套修复术。骨锚包括锚件主体，锚件主体具有在其近端开口的通孔。通孔内设置有至少三个附连位点。每个附连位点能够可滑动地在其上接纳各根缝线。三个附连位点间隔开并被构造成使用期间各根缝线与三个附连位点相接触的部分保持分离。在一个实施方式中，三个缝线附连位点由设置在通孔内的两个横向销钉提供。在另一个实施方式中，通孔在远端开口，纵向销钉插入远端开口中。至少三个附连位点由设置在通孔内的纵向销钉提供。骨锚可完全插入，具有分别用于啮合皮层骨和松质骨组织的细螺纹和粗螺纹。

权利要求书
1.  一种使活体软组织附连于骨期间的缝线俘获最小的骨锚，其包括
在近端和远端间延伸的锚件主体，所述锚件主体中形成内部通孔，通孔在所述近端处开口；和
设置在所述通孔内的至少三个缝线附连位点，每个附连位点分别能够可滑动地在其上接纳各根缝线，所述三个附连位点相互间隔开，并被构造成能够在使用期间维持与所述至少三个附连位点相接触的各个缝线部分相互分离。

2.  如权利要求1所述的骨锚，其特征在于，所述至少三个附连位点至少由至少两个位于通孔内的横向销钉形成。

3.  如权利要求2所述的骨锚，其特征在于，所述至少两个横向销钉相互间约成90度角横跨通孔定位。

4.  如权利要求2或3所述的骨锚，其特征在于，所述锚件主体包括射线透过性材料，所述横向销钉中至少一个包括射线不透性材料。

5.  如权利要求1所述的骨锚，其特征在于，所述纵向通孔在螺纹部分的远端开口，纵向销钉被设置在远端处的开口内，其中，所述纵向销钉提供至少三个附连位点。

6.  如权利要求5所述的骨锚，其特征在于，所述至少三个附连位点包括至少一个纵向销钉中的横向孔和至少一个延伸至通孔壁的突起。

7.  如权利要求1-6中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述骨锚还包括至少三根缝线，每根缝线部分地位于通孔内并且其末端伸出通孔而形成环，所述至少三个缝线附连位点各自可滑动地接纳缝线之一的环，并且各根缝线在缝线附连位点上滑动的部分在使用期间保持相互分离。

8.  如权利要求1-7中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述骨锚还包括用于啮合皮层骨的细螺纹和用于啮合松质骨的粗螺纹。

9.  如权利要求1-8中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述骨锚具有螺纹部分和由其向远端延伸的非螺纹部分，其中，所述非螺纹部分的长度至少约为所述螺纹部分的20％。

10.  如权利要求1-9中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述内部通孔的平均直径小于约4.0毫米。

11.  如权利要求1-10中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述锚件主体包括生物吸收性材料。

12.  如权利要求1-11中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述通孔的近端还具有用于接纳驱动件的座孔，所述锚件主体的螺纹延伸至近端。

13.  如权利要求1-12中任一项所述的骨锚，其特征在于，所述通孔在其中具有至少三个附连位点的部分大致为圆柱形。

说明书用于连接软组织与骨的骨锚
发明背景
1.发明领域
本发明涉及软组织修复外科，例如肌腱套修复术。更具体地说，本发明涉及用缝线连接软组织与骨的骨锚。
2.相关技术
反复压迫或急性创伤可导致软组织损伤，尤其是肌腱套损伤。肌腱套是附连于手臂肱骨的肩部肌肉与肌腱群。肌腱套使人们可以旋转手臂并高举过头。反复压迫或急性创伤时发生肌腱套的普通损伤，导致肌腱套部分或完全地从肱骨撕裂。这些或类似类型的损伤可能需要外科手术以实现软组织与骨的正确重新连接。
已使用各种装置来实现软组织与骨的重新连接。已知的方法包括：钩环、楔形物、嵌入物、螺钉和单用缝线。近来开发了带螺纹的缝线锚件(例如骨螺钉)以实现特别牢固的定位，其中缝线可锚定于骨。在这些系统中，缝线系在骨锚与软组织之间。由于屈曲肌肉时所经历的较强的力，为缝线提供牢固的连接点是重要的。
尽管骨锚邻域具有一些进展，现有的骨锚和肌腱套修复有可能失败并且存在其它缺点。典型地，由于骨锚移位或缝线撕裂软组织而导致肌腱套修复失败。当力施加于缝线时，缝线可以像筒子纱线(cheese wire)那样割裂软组织，使肌腱套脱离肱骨。如果一根缝线失效，将导致对周围缝线更大的应力，从而增加了其它缝线以类似方式失效的可能性。
单位面积的软组织采用更多的缝线可使缝线连接失败的可能性最小。然而，特定手术中所使用的缝线数量受到可使用的骨锚数量以及每个骨锚缝线数量的限制。外科手术期间，将骨锚设置到组织撕裂脱离的肱骨中。这样，骨锚数量受到能够匹配到修复区域内而不损伤肱骨完整性的骨锚数量的限制。在大多数肌腱套修复术中，该数量为两个或三个骨锚。
每个骨锚上附连的缝线数量取决于骨锚的构型。有些骨锚已实现了骨锚的双负载，目前优于单一负载的骨锚。典型地，这些骨锚具有眼孔或环，通过使缝线穿过这些眼孔或环以实现缝线的附连。
眼孔或环上负载多根缝线是有问题的，因为这可导致“缝线俘获(sucturecapture)效应”。肌腱套修复术期间，医师通常打可滑动调节的结。为了适当打结和调整结点，缝线必须能够在骨锚中滑动。眼孔或环上负载的多根缝线产生摩擦和挤压，阻止缝线在骨锚内滑动(即导致“缝线俘获”)。缝线俘获最常发生在骨锚眼孔或环上缝线滑动的点并且系上了第一根缝线之后。如果第一根缝线交叉在一未系牢的缝线之上打结，该第一根缝线可导致抵靠眼孔或环摩擦和/或挤压第二根缝线，从而产生缝线俘获。随着缝线数量的增加，缝线俘获的可能性也增加。
缝线俘获对于外科手术尤其具有破坏性。在许多情况下，如果缝线发生俘获，当医师试图调节结点时缝线可能断裂。因为当缝线断裂时骨锚较小且骨锚在人体骨骼中，医师不可能用新的缝线来穿过骨锚。而且，一旦骨锚设置到位，非常不希望移出骨锚，尤其是在骨锚中的缝线之一已系紧时。在这种情况下，通常保留骨锚而仅有一根缝线。缝线数量的减少对软组织施加更多的应力，增加了组织损伤的风险。
近来，开发了不太可能导致缝线俘获的骨锚。这些骨锚在纵向通孔内具有两个独立的连接位点。将缝线连接到纵向通孔内尤其有益，因为这就使得骨锚能够完全螺纹(完全螺纹的骨锚在嵌入皮层硬骨的近端附近具有螺纹)。然而，由于尺寸约束，非常难以将缝线在纵向通孔内在不同位点连接。骨锚外径通常在5.0毫米到7.0毫米之间。这种最大外径将通孔直径限制在约2.5到4.0毫米之间。由于这种尺寸约束，现有骨锚的最大负荷限制为两根缝线。
发明概述
本发明骨锚提供了用于啮合骨组织的改良的缝线附连位点，克服了上文讨论的现有技术的缺点。在一个示例性实施方式中，本发明骨锚具有在近端和远端间延伸的锚件主体。该锚件主体具有在锚件主体近端开口的纵向通孔。通孔内设置有至少三个附连位点。每个附连位点上能够可滑动地接纳各根缝线。所述三个附连位点相互隔开并被构造成使用期间各根缝线在与三个附连位点相接触的部分保持分离。
在第一个实施方式中，通过将两个或多个横向销钉(例如，上销钉和下销钉)放置跨过纵向通孔而形成所述三个附连位点。销钉相互偏移放置，使得两个销钉一起能提供三个独立的附连位点。为了在两个销钉上加载三根缝线，将第一根缝线环绕到下销钉上，缝线两端通过上销钉的一侧。将第二根缝线环绕在下销钉上，缝线两端通过上销钉的另一侧。当与上销钉联用时，下销钉可提供两个独立的附连位点，因为上销钉能够维持环绕在下销钉上的两根缝线间分离(即，使各根缝线的两端分别通过上销钉的两侧)。第三缝线附连位点由上销钉提供。
在第二个实施方式中，骨锚包括锚件主体，锚件主体具有在螺纹部分的远端处开口的通孔(除了锚件主体近端处的开口之外)。一纵向销钉被构造成能够插入远端处的开口内。纵向销钉插入通孔的部分包括三个或更多个缝线附连位点。在一个实施方式中，纵向销钉的插入部分(即插头)具有两个或多个突起和一个或多个孔，从而形成三个或多个连接缝线的附连位点。三个或多个附连位点被构造成能够在缝线与其各自的附连位点相接触处维持缝线分离。
在第一和第二个实施方式中，通常附连位点在通孔内形成一定深度，以实现在锚件主体近端中形成座孔的空间。该特征使驱动工具能够插入以将骨锚驱动到骨内。由于驱动工具被设置在骨锚内部，锚件主体可旋至近端。锚件主体近端的旋入使骨锚能够更好地啮合骨表面附近的皮层骨。
本发明骨锚通孔内形成三个独立的附连位点提供了带有一根或两根缝线的骨锚所不具的优点。重要的是，采用三根缝线通过增加单位面积上的缝线数量而提高了脆弱且易于撕裂的组织修复术的成功率。采用三根缝线使单位面积上的力与单一缝线相比下降67％，与两根缝线锚件相比下降33％。
还发现，即使在患者组织适于容纳每个骨锚仅两根缝线的情况下，使用三根缝线也是有益的。第三根缝线的益处在于用作备用线，当前面两根缝线之一出现问题时使用(例如，缝线断裂，缝线定位不当、或结点松脱)。如果不需要第三根缝线，可容易地除去。当医师认为在手术期间组织需要一根额外的缝线时，第三根缝线是有益的。如果骨锚具有备用缝线，医师将能够设置该额外的缝线而不需要额外增加骨锚。在一些情况下，医师希望设置奇数数量的缝线。具有三根缝线的骨锚允许医师设置5根缝线，例如用两个骨锚。
在本发明的另一方面，骨锚远端可具有非螺纹部分以形成稳定延伸部。延伸部通过降低锚件主体侧向移动和旋转的趋势而提供给骨锚额外的稳定性。骨锚常常在骨内成一定角度。越像长型帐篷桩则越不容易脱出，本发明骨锚的延伸部有助于放置骨锚移位。稳定骨锚降低了骨锚失效的可能性并使骨锚能安全加载更多缝线。
在本发明的又一方面，锚件主体是螺钉，包括细螺纹部分和粗螺纹部分。细螺纹被构造成能够啮合硬质骨组织，例如皮层骨，粗螺纹被构造成啮合软质骨组织，例如松质骨。通过增加根径和增加螺纹的表面角度，使一部分螺纹变得较细。粗螺纹和细螺纹的螺距保持相同，从而实现当骨锚驱动进入骨时近端螺纹可符合远端螺纹形成印模。
优化用于啮合不同类型骨组织的螺纹模式使骨锚更好地啮合相邻骨组织。因为骨锚能更好地啮合相邻骨组织，所以骨锚可负载更多缝线而不损害骨锚的稳定性。每个骨锚上更多的缝线降低了每根缝线施加在软组织上的压力，有助于防止缝线割裂软组织。
通过下面的描述和所附权利要求书，本发明的这些和其它目的及特征将更加显而易见。
附图说明
为了更清楚的说明本发明的上述及其它优点和特征，将参考附图所述的具体实施方式更详细地模式本发明。应理解，这些附图仅描绘了本发明的典型实施方式，因而不应理解为限制本发明的范围。采用附图，将描述和解释本发明的其它特性和细节。图中：
图1是本发明示例性骨锚的立体图；
图2是图1所示骨锚的剖视图，显示了延伸穿过锚件主体的通孔；
图3是图1所示骨锚的近端端试图，显示了传动座孔和通孔内两个垂直排列的销钉；
图4是图1所示骨锚的截面图，三根缝线环绕在通孔内设置的两个销钉上；
图5A显示了本发明示例性骨锚的可选实施方式，其近端螺纹较细以啮合皮层硬骨，而远端螺纹较粗以啮合松质软骨；
图5B显示了图5B的骨锚，骨锚皮层部分上具有双凹槽螺纹；
图6显示了设置在骨中的图5A的骨锚，使得细螺纹啮合皮层硬骨区域而粗螺纹啮合松质软骨区域；
图7显示了设置在人体肱骨内的本发明示例性骨锚，附连于骨锚的缝线环绕穿过并固定此人的肌腱套；
图8是本发明可选实施方式的骨锚的分解立体图；
图9显示了图8的骨锚，三根缝线环绕在各个附连位点上；
图10是没有缝线的图8所示骨锚的截面图；
图11是沿线11的图10所示骨锚的截面图；
图12是图9所示骨锚的截面图，显示了插入螺纹部分内的纵向销钉；
图13是沿13的图12所示骨锚的截面图；和
图14是沿14的图12所示骨锚的截面图。
具体实施方式
参考图1，本发明的示例性实施方式涉及改良的骨锚10，例如在肌腱套修复术中用于将软组织固定于骨。骨锚10具有锚件主体12，锚件主体12在近端14和远端16间延伸。锚件主体12的远端16具有非螺纹部分，形成稳定延伸部18。稳定延伸部18有助于防止使用期间锚件主体12在骨组织内的侧向移动。锚件主体12还包括一螺纹部分，该螺纹部分包括用于啮合骨组织的螺纹20。
近端14包括开口30，提供进入锚件主体12中空内部通孔30的通路。锚件主体12的通孔30内形成六角座孔22，允许用六角驱动器刀将骨锚10驱动到骨内。应理解，锚件主体12的通孔30可具有其它所需形状，例如三角形、方形、五角形、星形、椭圆形等。横向销钉23a和23b设置穿过锚件主体12，提供在其上环绕缝线的连接点。
图2显示了骨锚10的截面图。在一个示例性实施方式中，锚件主体12的长度约为8-15毫米，主径26约为5毫米，根径24约为3.5毫米。锚件主体12可具有除此以外的尺寸；但锚件主体12的尺寸受到设置骨锚10的骨尺寸的限制。例如，在肌腱套修复术中，增加锚件主体12直径将减少能够在修复部位放置的骨锚10的数量。
骨锚10具有以所需方向(例如顺时针)连续环绕锚件主体12的螺纹20。螺纹20的模式部分地决定了骨锚10将如何啮合周围骨组织。在一个实施方式中，螺纹20围绕锚件主体12约六圈并向近端16延伸。
如图2所示，主径26和根径24朝远端16向内稍微变细。稍微变细使螺纹20能够在骨锚10进一步驱动进入骨时更牢固地啮合骨组织。当然，根据使用者的偏爱和/或患者需要，骨锚10的螺纹可以更多或更少地变细。
锚件主体12在远端16处还具有非螺纹部分，形成稳定延伸部18。稳定延伸部18大致为圆柱形，通常宽度小于根径26。在一个实施方式中，延伸部18的长度比锚件主体10螺纹部分的长度长约20％。在另一个实施方式中，延伸部18比螺纹部分的长度长100％，在又一个实施方式中，比螺纹部分的长度长约200％。
在一个实施方式中，延伸部18被构造成能够插入将要设置骨锚10的骨内钻出的定位孔内。制备定位孔降低了螺钉插入骨中可能导致骨锚10插入骨中时骨锚10损伤和/或骨组织破裂的风险。防止骨锚10和周围骨组织损伤降低了使用期间骨锚10变松或失效的机会。在另一个实施方式中，骨锚具有自钻孔远端。
锚件主体12优选由高强度生物相容材料构成，例如钛合金或不锈钢。或者，锚件主体12由生物降解性材料构成，例如聚-1-乳酸(PLLA)，随着修复部位的愈合将在一段时间内吸收进入相邻骨组织。其它适用于本发明的生物相容和/或生物降解性材料是本领域技术人员已知的。
通孔30在近端14开口，提供进入锚件主体12内部的通路。在一个示例性实施方式中，通孔30的近端部分为六角形，形成用于接纳六角型驱动器的六角座孔22。该阴性驱动工具啮合机构使得无需形成突出近端16。而是，近端16大致平面，位于骨表面处或刚好位于其下方，如下更详细所述。
如图2和3所示，六角座孔22比通孔30远端部分宽。例如，六角座孔22远端可形成螺脊。螺脊34用作止动件，限制六角驱动器插入的深度(例如，保护销钉23b和/或其附连的缝线)。或者，通过在六角驱动器上设置螺脊材料来控制六角驱动器的插入深度。在这种情况下，当驱动器上的螺脊与锚件主体12的近端16啮合时，驱动器的插入将停止。
通孔30的远端部分也包括一个或多个横向销钉，供缝线环绕其上。横向于通孔30形成销钉23a和23b或插入锚件主体12中。选择销钉23a和23b的直径，使销钉23a和23b与用于围绕销钉23a和23b穿过缝线的内表面28之间存在足够的空间。除了提供环绕缝线的定位，销钉23a和23b还为锚件主体12提供了额外的结构支撑(即内骨架)。
销钉23a和23b基本上相互非平行地位于通孔30内。如图3所示，在一个实施方式中，销钉23a和23b相互间成直角。偏置销钉23a和23b使销钉23a的一部分暴露而不会从顶部被销钉23b阻碍。这种构型使缝线能够在销钉24b的任一侧加载到销钉23a上，如图4所示。
在图4中，显示了加载有三跟缝线36a、36b和36c(统称为缝线36)的骨锚10。销钉23a上负载有在销钉23b两侧延伸的缝线36a和36b。销钉23b上负载有单根缝线36c。每根缝线在其各自的销钉23a或23b上具有其自身的滑动空间。骨锚10中缝线36的适当间隔能够防止缝线36广泛摩擦或相互缠结。
销钉23a和23b的另一个有益特征是在六角座孔22的远端、通孔30内定位。销钉23a和23b位于通孔30内，使得缝线36施加的力可转移至锚件主体12内更中央的位置。因而在骨表面下方对骨锚10施加的力导致骨锚10变松或移位的可能性较小。销钉23a和23b位于六角座孔22下方，因此可插入六角驱动器而不会撞击销钉。这种设置还允许缝线能够穿过驱动工具(未示出)中的孔，因而能够安装预先装有缝线的骨锚10。
虽然显示骨锚10具有两个销钉(即销钉23a和23b)，骨锚10也可具有更多或更少的销钉，取决于所需的缝线数量和/或用于设置更多缝线的通孔30内的空间。例如，在另一个实施方式中，锚件主体10可具有一个柱，一根或或多根缝线负载在该柱上。并且，通孔30内可设置有第二销钉，缝线仅位于一个销钉上而第二销钉仅用于分离缝线。此外，第二销钉可位于锚件主体12内，仅用于提供结构支撑。
销钉23a和23b由高强度金属或合成纤维构成，以提供缝线36的脊形附连点。在一个示例性实施方式中，销钉23a和23b为圆柱形，提供了缝线36抵靠其滑动的光滑平面。虽然显示销钉23a和23b平直，销钉23a和23b也可弯曲或具有除圆柱形外的其它形状。然而，直销钉更容易设置到锚件主体12内，因而降低了骨锚10的制造成本和复杂性。上述及类似附连装置仅列举了一些使缝线相互连接的刚性附连方式。
在一个实施方式中，销钉23a和23b之一或两者由射线不透性材料如钛或不锈钢构成。射线不透性销钉可与射线透过性锚件主体联用，例如由生物降解材料如PLLA构成的锚件主体。如果大部分骨锚10由可生物降解的材料构成，上述材料构造使医师能够在放射图像上识别和定位骨锚10
本发明骨锚不一定要形成螺纹装置，而是也可形成穿刺型锚件。并且，骨锚尺寸间的量度、角度和比例可不同于上述骨锚，在下面的可选实施方式中适应使用骨锚的状态和应用。
图5A显示了本发明骨锚的可选实施方式，它具有近端16较细的螺纹部分38和远端较粗的螺纹部分40。细螺纹38和粗螺纹40具有相同的主径42，主径42如线44a和44b所示稍微变细。细螺纹38和粗螺纹40分别具有不同的根径46和48。根径46和48类似于主径稍微变细，如线44a和44b所示。
细螺纹38较细，因为其具有较宽的根径46。细螺纹38的根径46比粗螺纹的根径48宽，即使减去如线44a和44b所示锚件主体12总体变细所导致的宽度增加。细螺纹38具有根径46和主径42，它们被构造成啮合较硬的骨。粗螺纹40具有根径48和主径42，它们被构造成啮合松质骨。在一个示例性实施方式中，主径42约为5.3毫米，根径46约为4.8毫米，根径48约为3.3毫米。细螺纹38具有与粗螺纹40类似的形状或需要时具有不同形状。例如，细螺纹38的螺纹角可较大或较小。
在一个实施方式中，细螺纹38可与粗螺纹40具有相同的螺距。通过使螺纹部分间的螺距保持相同，细螺纹38能够使用由粗螺纹40切割的相同印模。
图5B显示了本发明又一个可选的实施方式，其中，细螺纹38形成双凹槽。第一凹槽39a符合粗螺纹40的螺纹模式，使得当骨锚10驱动进入骨时，第一凹槽39a遵循粗螺纹40所产生的槽。在一个示例性实施方式中，第二凹槽39b与第一凹槽39a具有相同的螺距。第二凹槽39b具有与凹槽39a类似的形状或在需要时具有不同的形状。例如，螺纹39b具有较大或较小的螺纹角/或主径。
图6显示了位于包括皮层骨区域52和松质骨区域54的典型骨50内的骨锚10。皮层骨区域52包括密质骨，而松质骨区域54包括软质或海绵样骨。如果骨锚10适当插入骨50中，细螺纹38啮合皮层硬骨区域52而粗螺纹40啮合较软的松质骨区域54。
在制造骨锚10的过程中，根据本发明，锚件主体12和销钉23可在模具中铸造和成形。或者，先铸造和形成锚件主体12，再插入销钉23a和23b。例如，锚件主体12可由PLLA铸造和形成。然后钻入锚件主体12以制备插入不锈钢销钉23a和23b的孔。
本发明缝线锚件分发给医师时，一根或多根缝线36穿过通孔30并环绕在销钉23a和/或23b上。在一种制造骨锚10的方法中，当销钉23a和23b插入锚件主体12时，缝线36环绕在销钉23a和23b上。
一种适用于与本发明骨锚联用的缝线类型的实施例是#2编织聚酯。如果使用一股以上的缝线36，缝线可以是不同颜色，因而医师能够在外科手术期间较容易地配对缝线两端，
图7显示了骨锚10在肌腱套修复术中的应用。骨锚10位于肱骨54内，缝线36穿过肌腱套56并系牢。在骨锚10插入肱骨54之前可钻引导孔。用驱动工具将骨锚10插入引导孔中直到近端14与肱骨54外表面基本上平齐。骨锚10宜相对于肱骨54的切线成一定角度，也称为“锚桩角度(dead man’sangle)”。
因为骨锚10在肱骨54内成一定角度，延伸部18提供了对抗骨锚10横向移动和向切线开放角度的机械优点。通过防止横向移动，延伸部18可以在缝线36适当系牢后防止缝线36松脱。此外，如果骨锚10在骨54内移动，骨锚10可移位和失效。延伸部18上没有螺纹，因而降低了骨锚10驱动进入引导孔的摩擦力。
骨锚10的近端14基本上为平面或非突起，使骨锚10能够位于骨54的表面上或刚好在该表面下方。螺纹延伸至近端14，从而实现骨锚10与骨54的最大啮合。近端14处的开口还允许缝线36从通孔中穿出。通孔的开口光滑，而使缝线36容易在其上滑动。
缝线36在近端14穿出骨锚10并牵拉穿过肌腱套56的软组织。缝线36相互间隔以更均匀得分配肌腱套56上产生的负荷。如图5和7所示，缝线36在骨锚10上、骨中销钉上和近端14处施加力。因为近端14在骨54的表面或该表面下方，施加在骨锚10上的扭矩较少。而是，肌腱套56的力通过销钉沿锚件主体垂直分布。因此，骨锚10移位和失效的可能性较小。
图8-13描述了可选的骨锚100，其纵向通孔中具有多个缝线附连位点。如图8所示，骨锚100包括两件式锚件主体112，包括螺纹部分160和纵向销钉162。螺纹部分160具有内部通孔130，内部通孔130在近端114和远端164处开口。显示三根缝线136a、136b和136c(统称为缝线136)经近端114插入锚件主体112的通孔130内。
纵向销钉162包括形成插头166的部分，它被构造成能够接纳在远端164的开口内。销钉162的插头166包括三个附连位点，分别用于在其上环绕三根缝线。两个附连位点表现为突起168a和168b(统称为突起168)。第三附连位点为一横向孔170。
图9显示了穿过通孔130并环绕在三个附连位点上的缝线136。缝线136a环绕在突起168a上，缝线136b环绕在突起168b上，而缝线136c则穿过孔170。为固定缝线136，将纵向销钉162插入通孔130中(图11)。
图10显示了锚件主体112的截面图。如图10所示，纵向通孔130延伸穿过螺纹部分160。六角座孔122位于锚件主体112的近端114附近。六角座孔122被构造成能够接纳六角型驱动器，用于将骨锚100驱动到骨内。
图10和11显示了纵向销钉162。销钉162的插头166由突起168、间隔件172和172b(统称为间隔件172)及中央部分174形成。突起168和间隔件172从中央部分174向外延伸。插头166的中央部分174提供了突起168a和168b之间的物理屏障。间隔件172有助于插头166匹配到通孔130内，用作屏障以在使用期间防止缝线间的摩擦。
图12是位于螺纹部分160远端164上的纵向销钉162的截面图。插头166可滑动地接纳在通孔130内。间隔件172和突起168的外径基本上类似于或稍小于远端164处的通孔直径，使插入部分166可滑动得接纳在通孔130内。随着插头166位于通孔130内之后，突起168和间隔件172将啮合通孔130的壁176。
虽然显示突起168的直径小于通孔130在远端164处的直径，突起168也可具有键槽而较宽，当插头166接纳在通孔130内时接纳突起。
纵向销钉162还可被构造成能够啮合螺纹部分160以防止插头166完全牵引穿过通孔130。在图11所示实施方式中，尖端178啮合锚件主体160的远端以防止销钉162完全滑动穿过通孔130。本领域技术人员应理解，也可使用其它限制机构来实现插头166在通孔130的适当定位。尖端178可以是任意形状。需要时，尖端178可形成延伸部和/或带螺纹或削尖以实现自钻孔。
需要时，纵向销钉162可永久性或暂时固定于螺纹部分160以防止销钉162从通孔130脱出(即沿纵向移动)和/或在通孔130内旋转。可使用任何机构来防止这种移动，只要它不会干扰通孔130内允许缝线136自由滑动的空间。在一个实施方式中，可用粘合剂固定销钉162。或者，螺纹部分160的远端与尖端178互锁以提供对抗旋转的机械限制。
图12-14显示了三个缝线附连位点(即突起168a、168b和横向孔170)在通孔130内的示例性排列。图12是锚件主体112的截面图，显示缝线136b环绕在突起168b上。图13的截面图显示了缝线136a与缝线136b的关系。如图12和13所示，缝线136b间隔开，因而可在突起168b上自由滑动。为实现滑动，突起168b在中央部分178与壁174间形成间隔。突起168b至少延伸至壁174，以防止缝线136b在突起168b和壁174之间滑动。
突起168b还间隔离开尖端178，中央部分178提供突起168a和168b间的屏障。需要时，可将间隔件172设置在突起168a和168b之间以防止缝线136a和136b相互接触。
中央部分178、突起168、壁174和尖端176的间隔与排列允许缝线136a和136b在通孔130内自由滑动并且在沿缝线与突起168接触的部分维持缝线相互分离。由图12可见，缝线136可在通孔130内相互摩擦。然而，缝线136在与缝线附连位点(例如突起168)接触的部分不会发生这种接触。由于缝线俘获通常发生在缝线与附连位点相接触的位置，本发明的构型降低了缝线俘获的发生率。
图12和14显示了孔170用作通孔130内的附连位点。孔170在横向于通孔130的插头166的中央部分174中形成。壁176与孔170的出口间提供足够的空间以允许缝线136c穿过其中。在一个实施方式中，孔170的出口位于突起168(或间隔件172)上方，以使缝线136a和/或136b与136c间的干扰最小。然而，由于孔170近端与突起168隔开，这种排列不是关键。
需要时，可穿过中央部分174制备第二横向孔，用于设置第四缝线。在一个优选的实施方式中，该横向孔与孔170成90度，使得该孔的出口位于间隔件172的上方。
突起168和间隔件172可采取任何所需的形状，只要突起与间隔件的组合能够实现缝线环绕在突起168上并滑动而不俘获的足够空间。
骨锚100也可包括上述骨锚10中描述的任意其它特征。例如，骨锚100可具有细螺纹和粗螺纹，具有延伸部，由生物吸收性材料构成，或具有其它类似的特征。
本发明可体现在其它具体形式中而不背离本发明的精神和必要特征。所述实施方式应理解为在所有方面仅是示例性而非限制性的。因此，本发明的范围由所附权利要求书而非上述说明来限定。权利要求书涵义和范围内的所有改变都包括在本发明的范围内。