技术领域
[0001] 本
发明涉及一种具有改进的
力学和机械特性的骨螺钉，适合用于颈椎、脊柱、颅脑等部位的断骨连接和骨骼病变、畸形的修正。
背景技术
[0002] 在
骨科手术中，常常要用到骨螺钉来连接断骨或修正各种骨骼病变和畸形。由于骨骼是人体承受各种力学
载荷的主要受力结构，再加上连接好的断骨或修正好的骨骼很容易将所承受的力载荷传递给用于固定的骨螺钉，因此在实际使用中，骨螺钉往往需要承受各种各样周期不同的变力。这不仅要求骨螺钉自身特别坚固，不会在外力作用下损坏，而且要求其能够与骨骼组织牢固地接合，从而不会在外力作用下从骨骼中脱出。
[0003] 对于第一点要求，主要表现为骨螺钉具有较高的弯曲强度，不会在垂直于轴线方向的外力作用下发生断裂；对于第二点要求，主要是表现为骨螺钉不仅不会在轴向拔出力的作用下脱出，而且很难在力矩作用下沿轴线旋转。
[0004] 为了加强骨螺钉抵抗轴向拔出力和轴向旋转力矩的能力，传统的做法是增加
螺纹的牙型高度并加大螺纹的
密度。这样做会显著增加螺钉和骨骼的
接触表面积，从而显著增加轴向拔出力和轴向旋转力矩的受力面积，由此来提高骨螺钉所能承受的轴向拔出力和轴向旋转力矩。但是，这样的做法会对骨螺钉其它方面的力学性能造成不利影响。
[0005] 例如就螺钉的抗弯强度而言，螺纹牙型高度增大会使得相对而言螺纹的内径减小，使得螺钉能承受弯曲
应力的截面积减小，抗弯强度显著降低。尤其是当螺纹的密度较高时，容易在牙底处形成尖锐的折
角，从而导致应力集中，进一步降低了螺钉的弯曲强度。并且，牙型高度过高并且牙型的轴向尺寸过小，会造成螺纹牙的断裂。
[0006] 另一方面，为了保持较高的抗弯强度，又不得不增加螺纹的内径，从而减小螺纹牙型高度，其结果是在螺钉表面形成密集的低牙型高度的螺纹。显然，这样一种螺钉结构的抵抗轴向拔出力和轴向旋转力矩的能力都不会太高，因为螺钉与骨骼的接触面积实在是太小了。
[0007] 因此，人们迫切需要一种新的骨螺钉，其能够与骨骼接触咬合时同时具有改善的抵抗轴向拔出力、轴向旋转力矩和弯曲力矩三种外力的特性，从而全面提高骨螺钉的性能。
发明内容
[0008] 本发明中提出了一种新的骨螺钉，其特点在于在其原有的第一螺纹顶端的部分表面上，还形成有若干个第二螺纹。由于第二螺纹仅存在于第一螺纹的顶端，并不会减小原有第一螺纹的内径，也不会形成削弱的螺纹牙底，相应地也就不会削弱骨螺钉的抗弯强度。但是，由于第二螺纹的存在，又能够显著地增加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，由此确保螺钉力学性能的改善。
[0009] 根据本发明的一个方面，提出了一种新的骨螺钉，具有包括第一前表面、第一后表面和牙顶的第一螺纹，此外，在第一螺纹的至少部分牙顶上形成有包括第二前表面和第二后表面的第二螺纹结构。
[0010] 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”。
[0011] 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。
[0012] 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。
[0013] 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。
[0014] 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。
[0015] 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。
[0016] 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。
[0017] 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。
[0018] 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。
[0019] 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。
[0020] 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％。
[0021] 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。
[0022] 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。
[0023] 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°。
[0024] 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。
[0025] 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。
[0026] 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。
[0027] 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。
[0028] 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。
[0029] 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。
[0030] 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。
[0031] 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。
[0032] 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。
[0033] 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。
[0034] 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。
[0035] 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。
[0036] 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。
[0037] 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
[0038] 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：
[0039] 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；
[0040] 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；
[0041] 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；
[0042] 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；
[0043] 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；
[0044] 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；
[0045] 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；
[0046] 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；
[0047] 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；
[0048] 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；
[0049] 图11a-11h显示了依照本发明的第二螺纹的几种可选形状；
[0050] 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；
[0051] 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；
[0052] 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；
[0053] 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
[0054] 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。
[0055] 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。
[0056] 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。
[0057] 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。
[0058] 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。
[0059] 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。
[0060] 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l1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。
[0061] 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°。
[0062] 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。
[0063] 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。
[0064] 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l1’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°。
[0065] 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。
[0066] 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l2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)。
[0067] 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。
[0068] 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。
[0069] 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。
[0070] 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。
[0071] 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。
[0072] 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。
[0073] 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。
[0074] 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。
[0075] 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。
[0076] 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。
[0077] 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。
[0078] 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。
[0079] 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。
[0080] 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。
[0081] 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。
[0082] 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。
[0083] 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。
[0084] 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。
[0085] 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。
[0086] 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。
[0087] 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。
[0088] 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。
[0089] 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。
[0090] 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。
[0091] 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。
[0092] 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。
[0093] 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。
[0094] 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。
[0095] 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：
[0096] 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。
[0097] 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。
[0098] 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。
[0099] 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。
[0100] 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。
