用于将骨碎片或移植物固定至骨的骨内螺钉和制造该骨内螺钉的方法.pdf

本发明涉及一种骨内螺钉(1)，该骨内螺钉包括至少一个外螺纹(2)、延伸进入并平行于所述外螺纹(2)的容纳元件(6)，以及连接所述外螺纹(2)的单独螺纹(4)的连接装置。所有或每个外螺纹(2)具有穿过螺钉以在容纳元件(6)内结束的贯通的毛细通道。所述连接装置限定多个贯通开口(12)。所述容纳元件(6)成形为一旦将骨内螺钉(1)旋入骨内后能够容纳骨的圆柱形部分。

1.  一种骨内螺钉(1；101；201)，其用于将骨碎片固定至骨以用于接骨 或用于将骨碎片固定至移植物上以用于韧带手术，所述骨内螺钉(1；101； 201)包括：
-由多个螺纹(4；104；204)形成的至少一个外螺纹(2；102；202)，所述 外螺纹沿围绕纵向轴线(X2)的所谓的外螺旋线延伸；
-在所述外螺纹(2；102；202)内延伸的腔(6)，所述腔(6)与所述纵 向轴线(X2)大体平行；和
-连接装置，布置为将所述螺纹(4；104；204)连接在一起；
骨内螺钉(1；101；201)的特征在于：
所述连接装置包括隔件(10；110；210)，每个隔件(10；110；210)优选 连接至少两个连续的螺纹(4；104；204)，所述隔件(10；110；210)布置为限 定出多个通向所述腔(6)的贯通开口(12；112；212)，
所述腔(6)界定出通向所述外螺纹(2；102)的至少一个端部的中空 圆柱形空间，所述中空圆柱形空间成形为：在将骨内螺钉(1；101；201)旋 入骨内后以容纳骨的圆柱形部分。

2.  根据权利要求1所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所述腔(6；106； 206)的横截面尺寸大于所述外螺纹(2；102；202)的内部的最小尺寸的 90％。

3.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101)，其中，所述中 空圆柱形空间在所述外螺纹(2；102)的两个端部开放，以使在将骨内螺钉 (1；101)旋入骨内后，所述外螺纹(2；102)能够容纳骨的一部分以保持 固定至骨。

4.  根据权利要求2和3所述的骨内螺钉(1)，其中，所述腔(6)的 中空圆柱形空间的直径(D6)基本等于所述外螺纹(2)的端部的内直径 (D2)。

5.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所 述隔件(10；110；210)至少成对交叉。

6.  根据权利要求5所述的骨内螺钉(1；201)，其中，所述隔件(10；210)； 包括：
-所谓的反隔件(10.1；210.1)，其大体沿所谓的反螺旋线延伸，所述反 螺旋线与所述至少一个外螺纹(2；202)的外螺旋线的方向相反；和
-所谓的正隔件(10.2；210.2)，其大体沿所谓的正螺旋线延伸，所述正 螺旋线与所述至少一个外螺纹(2；202)的外螺旋线的方向相同。

7.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所 述至少一个外螺纹(2；102；202)具有多个所谓的毛细通道(8；108；208)， 所述毛细通道(8；108；208)穿过所述至少一个外螺纹(2；102；202)以通向 所述腔(6；106；206)。

8.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所 述隔件(10；210)，优选为大部分的隔件，具有贯通的毛细通道以通向所述 腔(6；106；206)。

9.  根据权利要求7或8所述的骨内螺钉(1)，其中，所述毛细通道(8) 和/或所述贯通开口(12)具有从所述外螺纹(2)的外表面向所述腔(6) 收敛的形状，或所述毛细通道(8)和/或所述贯通开口(12)具有从所述外 螺纹(2)的外表面向所述腔(6)发散的形状。

10.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所 述至少一个外螺纹(2；102；202)和所述连接装置分别由压缩纤维(F)构 成。

11.  根据权利要求10所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所述压缩 纤维(F)包括由聚乳酸(PLA)构成的纤维和视情况而定的生物可吸收纤 维，该生物可吸收纤维优选由选自由胶原，羟磷灰石和己内酯构成的组中 的材料构成。

12.  根据权利要求10至11中任一项所述的骨内螺钉(1；101；201)，其 中，所述压缩纤维(F)还包括锶纤维。

13.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(201)，还包括螺钉头 (201.1)，所述螺钉头布置成：在大体圆柱形的骨的一部分之前被去除后使 骨内螺钉(201)能够紧固在孔内。

14.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉，还包括在所述腔的边 缘延伸的所谓的内螺纹。

15.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，所 述隔件(10；110；210)由杆形成，并优选具有大体圆形的截面。

16.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中，每 个隔件(10；110；210)在两个连续的螺纹(4；104；204)之间延伸。

17.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，其中所述 隔件(10；110；210)配置为使所述贯通开口(12；112；212)合并后的表面 积为所述螺纹(4；104；204)之间界定出的面积的至少50％，优选为至少 70％。

18.  根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)，在两个连 续的螺纹(4；104；204)之间包括至少五个隔件(10；110；210)，优选为至少 八个隔件(10；110；210)。

19.  一种制造根据前述任一项权利要求所述的骨内螺钉(1；101；201)的 制造方法，所述制造方法包括在螺钉模具中注入纤维的步骤，所述模具的 型腔用于限定骨内螺钉(1；101；201)，所述注入优选通过基于计算机控制 的离心纺丝，即所谓“旋转喷纺”，或静电纺丝实现。

用于将骨碎片或移植物固定至骨的骨内螺钉和制造该骨内螺钉的方法
本发明涉及一种用于植入骨内的骨内螺钉。此外本发明涉及一种制造 这种骨内螺钉的方法。
本发明可应用于任何有必要将骨内螺钉植入骨内的医疗领域。此外， 本发明可应用于将骨碎片固定至骨的骨接合术，通常是修复骨折。本发明 还可用于通过使移植物穿过骨道将移植物固定至骨的韧带手术。
在背景技术中，为了放置接骨螺钉或挤压或界面( d’interférence)螺钉，应使用钻头或钻制备通道以使螺钉的头部和网状物 穿入钻出的定位孔中。一些可吸收螺钉通过将聚乳酸(PLA)注入聚乳酸 (PLA)和羟磷灰石的混合物中或注入聚乳酸(PLA)和磷酸三钙的混合物 中模制成形。
然而，注塑成型的可吸收材料的螺钉不足以渗透液体介质，以允许快 速吸收，即，在良好骨融合的给定期间内。
此外，已有具有用于容纳碎骨片或用于固定韧带的插入物的腔的骨内 螺钉。背景技术的这种类型的骨内螺钉具有提供骨内螺钉机械强度的实心 壁。这些实心壁模塑形成，并因此基本上是防水的。这种骨内螺钉有时具 有一些局部窗口，以减轻骨内螺钉重量。此外，背景技术的螺钉具有用于 刺穿骨头的螺钉头。
然而，这样的骨内螺钉引起骨创伤，因为它需要切割骨的一部分，从 而降低了骨量。此外，由于它们的壁是实心的，骨修复不能发生在容纳骨 内螺钉的开口中。因此，这样的骨内螺钉不允许或几乎不允许骨组织在腔 内修复。
本发明的目的尤其是解决上述问题的一部分或全部。
为此，本发明涉及一种骨内螺钉，其用于将骨碎片固定至骨以用于接 骨或用于将骨碎片固定至移植物上以用于韧带手术，所述骨内螺钉包括：
-由多个螺纹(4；104；204)形成的至少一个外螺纹，所述外螺纹沿围 绕纵向轴线的所谓的外螺旋线延伸；
-在所述外螺纹内延伸的腔，所述腔与所述纵向轴线大体平行；
-连接装置，布置为将所述螺纹连接在一起；
骨内螺钉的特征在于：所述连接装置包括隔件，每个隔件优选连接至 少两个连续的螺纹，所述隔件布置为限定出多个通向所述腔的贯通开口，
所述腔界定出通向所述外螺纹的至少一个端部的中空圆柱形空间，所 述中空圆柱形空间成形为：在将骨内螺钉旋入骨内后以容纳骨的圆柱形部 分。
骨的该圆柱形部分通常源自患者的骨。因此，这种骨内螺钉可以通过 外螺纹旋入骨内。此外，成骨细胞可以通过众多贯通开口沉降在腔内，从 而允许骨内螺钉内和周围的快速骨修复。
连接装置支撑外螺纹，从而赋予骨内螺钉机械强度。每个贯通开口由 隔件限定，且在大多数情况下也由外螺纹的螺纹限定。隔件允许布置相对 较大的贯通开口，赋予外螺纹高的机械防护(résistance)，因此赋予骨内螺 钉高的机械防护(résistance)。通常，多个贯通开口可包括几十或甚至几百 个由隔件界定出的贯通开口。
一些操作(用称为界面或挤压螺钉的骨内螺钉的韧带手术)中，骨芯 可插入腔内。贯通开口允许血液流向和流出该腔以灌溉骨芯。
可替代地，在接骨的情况下，对于骨修复，在由环钻对骨进行合适的 准备后可将根据本发明的骨内螺钉旋入骨内，从而在骨内螺钉的腔内隔离 骨的一部分。在这个替代方案中，不在钻头占用的位置处挖孔让整个骨疏 松。反之，环钻不会去除患者原来的骨且只挖出被骨内螺钉占用的最小空 间。旋紧骨内螺丝后，贯通开口允许血液流向和流出腔，以这样的方式来 灌溉已自患者的骨分离的但不从病人的骨上移除的骨的这一部分。
本身已知的方式中，骨内螺钉可以用螺丝刀嵌入。骨内螺钉的螺帽可 根据用于任何类型螺丝刀的任何现有的模型来获得，特别是在用于骨接合 术的骨内螺钉的情况下，不需要从骨内螺钉的后部重新引入骨芯。
根据本发明的一种变型，螺纹形成连续的外螺纹。换句话说，这些螺 纹是完整的，不是被分成部分的。因此，这种外螺纹的机械强度高。
根据本发明的一种变型，骨内螺钉包括围绕纵向轴线沿两个平行螺旋 线卷绕且具有不同倾斜的至少两个外螺纹。因此，这种外螺纹能吸收断裂 面的大量机械挤压力。
根据本发明的一种变型，连接装置形成与纵向轴线同轴的圆柱形芯， 所述至少一个外螺纹围绕该芯延伸。因此，骨内螺钉可通过将芯固定(例 如通过粘合)至外螺纹来制造。
根据本发明的一种变型，至少一个外螺纹由至少一种生物相容的且生 物可吸收的材料构成。因此，骨内螺钉可以部分或完全被吸收。根据本发 明的一种实施方式，腔的横截面尺寸大于外螺纹的内部的最小尺寸的90％。
因此，腔可容纳直径相对大的骨的圆柱形部分，从而保持骨量并赋予 骨的这一部分高机械强度。
根据本发明的一种实施方式，所述中空圆柱形空间在所述外螺纹的两 个端部开放，以使在将骨内螺钉旋入骨内后，所述外螺纹能够容纳骨的一 部分以保持固定至骨。
也就是，骨内螺钉至少在其一端没有螺钉头。因此，这种骨内螺钉(用 于骨接合术的界面或挤压螺钉)可紧固在骨内而不用事先去除骨芯，从而 将患者的骨损失降到最低。
根据本发明的一种实施例，所述腔的中空圆柱形空间的直径基本等于 所述外螺纹的端部的内直径。
因此，该腔可以容纳大直径的骨的圆柱形部分，并因此保持骨量。
根据本发明的一种实施方式，隔件至少成对交叉。
即，两个相邻的隔件形成交叉点。因此，这种交叉口或交叉点提高了 骨内螺钉的机械强度。
根据本发明的一种实施方式，所述隔件包括：
-所谓的反隔件，其大体沿所谓的反螺旋线延伸，所述反螺旋线与所 述至少一个外螺纹的外螺旋线的方向相反；和
-所谓的正隔件其大体沿所谓的正螺旋线延伸，所述正螺旋线与所述 至少一个外螺纹的外螺旋线的方向相同。
换言之，当外螺纹遵循右旋(向右倾斜)的外螺旋线时，反隔件遵循 左旋(向左倾斜)的反螺旋线。当外螺纹遵循左旋(向左倾斜)的外螺旋 线时，反隔件遵循右旋(向右倾斜)的反螺旋线。
因此，正隔件和反隔件的存在获得交叉网状物如栏网，从而赋予骨内 螺钉对所有其必须承受的作用力的机械强度。具体地讲，反隔件抵抗作用 力，尤其是，外螺纹对围绕纵向轴线的扭力没有抵抗能力。
根据本发明的一种变型，骨内螺钉在两个螺纹之间具有结点，每个结 点由至少两个隔件交叉形成。
因此，这样的结点或剪刀撑增加骨内螺钉的机械强度。
根据本发明一种实施方式，所述至少一个外螺纹具有多个所谓的毛细 通道，所述毛细通道穿过所述至少一个外螺纹以通向所述腔。
因此，这样的毛细通道很大程度上有助于血液进、出该腔的循环，因 此有助于腔内的骨修复和骨内螺钉的吸收。
根据本发明的一种实施方式，隔件，优选为大部分的隔件，具有贯通 的毛细通道以通向所述腔。
因此，这种毛细通道很大程度上有助于进出该腔的血液循环，因此有 助于腔内的骨修复和骨内螺钉的再吸收。
在本申请中，术语“毛细通道”是指允许血液通过毛细管作用流动的通 道。毛细通道的尺寸为使得在其端部间发生泵效应。这种观察到的泵效应 由纤维网形成的毛细管的毛细管作用、文丘里效应及患者的骨与中空圆柱 形腔内的圆柱形部分之间的气体交换引起。
根据本发明的一种变型，毛细通道在外螺纹上规律地分布，优选为均 匀地分布。因此，毛细通道这种均匀分布尤其促进骨修复。
根据本发明的一种实施方式，毛细通道和/或贯通开口具有从所述外螺 纹的外表面向所述腔收敛的形状，且毛细通道和/或贯通开口具有从所述外 螺纹的外表面向所述腔发散的形状。
因此，这种收敛和发散的形状促进流体由于毛细管作用流过这些毛细 通道和这些贯通开口。收敛性通道促进流体进入腔内，而发散性通道促进 流体从腔内离开。
根据本发明的一种变型，毛细通道(优选为所有毛细通道)的横截面 尺寸小于1.5毫米，优选为小于1毫米。
因此，这样的横截面尺寸允许通过毛细管作用穿过毛细通道和/或贯通 开口的血液循环良好。
根据本发明的一种实施方式，所述至少一个外螺纹和所述连接装置分 别由压缩纤维(F)构成。
因此，除了相对较宽且血液在其中迅速流动的毛细通道和贯通开口， 骨内螺钉还具有沿着压缩纤维延伸且更窄的次级毛细管。血液流过这些次 级毛细管比流过毛细通道和贯通开口更慢，但血液可以跨过更大的距离。 此外，这种压缩纤维使骨内螺纹机械强度高且相对较轻。
这种骨内螺钉可由可吸收纤维通过离心纺丝(优选称为“旋转喷纺”) 或通过称为“电纺丝(electrospinning)”的静电纺丝(filature électrostatique)，其 中，根据旋转运动注入流体以使由静电场定向和定位的纤维结块。
根据本发明的一种实施方式，所述压缩纤维(F)包括由聚乳酸(PLA) 构成的纤维和视情况而定的生物可吸收纤维，该生物可吸收纤维优选由选 自由胶原，羟磷灰石和己内酯构成的组中的材料构成。
因此，这种纤维是生物相容的，并且可以通过各种方法(例如电纺丝 或旋转喷纺、或通过旋转成型、或甚至是编织然后卷绕在轴线周围)压缩。
根据本发明的一种实施方式，所述压缩纤维还包括锶纤维。
因此，锶纤维使骨内螺钉不透射线，从而有利于通过X射线照相术或 用图像增强器医学成像。
根据本发明的一种变型，全部或部分压缩纤维可覆盖有由生物活性陶 瓷-玻璃材料制成的球状颗粒，这些球状颗粒的尺寸优选小于2微米，优选 小于1微米。
因此，这种球状颗粒促进骨粘合。这种生物活性陶瓷-玻璃材料是商业 化的，例如作为“生物玻璃”。
根据本发明的一种实施方式，所述骨内螺钉还包括螺钉头，所述螺钉 头布置成：在大体圆柱形的骨的一部分之前被去除后使骨内螺钉能够紧固 在孔内。
因此，这种骨内螺钉实现界面或挤压螺钉的功能，并允许将移植物固 定到骨，例如用于韧带手术。然后，骨的大体圆柱形部分可重新插入腔内。
根据本发明的一种变型，每条螺纹的厚度在0.5毫米至1.5毫米之间， 优选为在0.8至1.2mm之间。
因此，这样的外螺纹可适于各种操作。外螺纹的尺寸允许快速且持久 地植入骨内螺钉，并将需要由环钻在骨上钻出的孔的尺寸降到最低，因此， 将骨接合术的骨损失降到最低。
根据本发明的一种变型，每个螺纹具有圆形构型的螺纹顶部或螺纹头。 因此，这种圆形构型可防止螺纹头局部切割腱组织或人工干扰组织(tissue  artificiel d’ interférence)。
根据本发明的一种变型，每个螺纹具有大致“Y”形构型，“Y”的尾部 形成各螺纹的头部。
因此，这样的“Y”形构型允许使被吸收的外螺纹的厚度降至最低，并使 组织将在其中生长的腔的尺寸最大化。
根据本发明的一种实施方式，骨内螺钉还包括在所述腔的边缘延伸的所 谓的内螺纹。
因此，这种内螺纹允许旋入插入物以将移植物与用于韧带手术的骨内 螺钉固定，因此固定至骨。
根据本发明的该实施方式的第一种变型，骨内螺钉包括基本上延骨内 螺钉的整个长度延伸的内螺纹，以增加骨内螺钉在骨上的稳定性(骨质疏 松症)。在本发明的该实施方式的第二种变型中，骨内螺钉包括仅在骨内螺 钉的后部延伸的内螺纹，以将移植物与骨内螺钉固定。
有利的是，内螺纹仅在骨内螺钉的后部延伸。
根据本发明的一种变型，骨内螺钉还包括固定至骨内螺钉后部的孔眼 或等效物。因此，这样的孔眼允许形成无头、空心的锚杆，孔眼有助于穿 过插入螺钉后部的双向锚索，以固定韧带附件。
根据本发明的一种变型，外螺纹的长度在1毫米至10毫米之间，优选 为在1毫米至5毫米之间。
根据本发明的一种实施方式，所述隔件由杆形成，并优选具有大体圆 形的横截面。
根据本发明的一个实施例中，每个隔件在两个连续的螺纹之间延伸。 也就是说，每个隔离件由两个连续的螺纹界定出。换句话说，每个隔件具 有位于螺纹上的第一端和位于连续螺纹上的第二端。
因此，隔件与外螺纹是不同的部件，从而简化了骨内螺钉的生产，特 别是小尺寸骨内螺钉的生产，并赋予外螺纹高机械强度。
根据本发明的一种实施方式，所述隔件配置为使所述贯通开口合并后 的表面积为所述螺纹之间界定出的面积的至少50％，优选为至少70％。
也就是说，该表面的大部分是开放的。该表面具有大体螺旋形状。因 此，这种骨内螺钉在很大程度上促进了骨穿过骨内螺钉生长。
根据本发明的一种实施方式，在两个连续的螺纹之间包括至少五个隔 件，优选为至少八个隔件。
此外，本发明涉及根据本发明的骨内螺钉的制造方法，所述制造方法 包括在骨内螺钉模具中注入纤维的步骤，所述模具的型腔用于限定骨内螺 钉，所述注入优选通过基于计算机控制的所谓“旋转喷纺”，或静电纺丝实 现。
因此，该制造方法允许以合理的成本制造小尺寸的骨内螺钉。可替代 地，纤维的注入可以由旋转喷纺或由常规的旋转成型纺丝或织物围绕轴线 实施。
作为该制造方法的替代方法，可以通过衍生法(例如由激光选择性烧 结)制造根据本发明的骨内螺钉。
上述实施方式和变型可以单独使用，或者根据任何技术可行性组合。
从下文以非限制性示例给出并参照附图的描述中，将更好地理解本发 明及其优点，其中：
-图1为根据本发明第一实施例的没有头部的骨内螺钉的示意图；
-图2为图1中的骨内螺钉不同于图1中视角的示意图；
-图3为图1中的骨内螺钉的正视图；
-图4为图1中的骨内螺钉的局部放大图；
-图5为沿着图4中平面V的剖视图；
-图6为根据本发明第二实施例的没有头部的骨内螺钉的与图2类似的 视图；
-图7为根据本发明第三实施例的有头部的骨内螺钉的示意图；
-图8为图7中的骨内螺钉不同于图7中视角的示意图；
-图9为形成在根据本发明的骨内螺钉内的毛细通道的示意图；和
-图10为根据本发明的骨内螺钉的微观视图。
图1，2，3，4和5示出了根据本发明第一实施例的没有螺钉头的骨内 螺钉1。骨内螺钉1用于将移植物固定至骨以用于韧带手术。
骨内螺钉1包括由多个螺纹4形成的外螺纹2。外螺纹2沿围绕纵向轴 线X2的所谓的外螺旋线延伸。在图1和图2的示例中，螺纹4形成连续的 外螺纹2。
在这里，每个螺纹4的厚度为约1毫米。外螺纹2在这里的长度L2为 约4毫米，在螺纹4的顶部测量的外螺纹2的外径D2为约1毫米。显然， 根据本发明的骨内螺钉的尺寸(长度和外径)可以适于预期的应用。
此外，骨内螺钉1包括腔6，腔6的一部分在图1中可见。腔6在外螺 纹2内延伸，并大体平行于纵向轴线X2。
腔6界定出通向外螺纹2(没有头部的骨内螺钉1)的两个端部的中空 圆柱形空间。中空圆柱形空间成形为使得在将骨内螺钉1旋入骨内后，中 空圆柱形空间可容纳骨的一部分(没有示出)，因此外螺纹2可容纳骨的一 部分，该骨的一部分保持固定至骨，且基本上为圆柱形。该骨的一部分可 以来自患者的骨。
因此，腔6的中空圆柱形空间成形为用于在将骨内螺钉1旋入骨内后 容纳骨的圆柱形部分。腔6的横截面尺寸大于外螺纹2的内部的最小尺寸 的90％。在这里，腔6的中空圆柱形空间的直径D6基本上等于外螺纹2 端部部分的内直径D2.i。
外螺纹2具有穿过外螺纹2以通向腔6的数个所谓的毛细通道8。在图 1至5的实施例中，毛细通道8规律地分布在外螺纹2上。在这里毛细通道 8基本均匀地分布在外螺纹2上。
骨内螺钉1还包括隔件10。如图2所示，骨内螺钉1在两个连续的螺 纹4之间包括约十个隔件10。每个隔件10在这里形状通常为具有大体圆形 横截面的杆。
每个隔件10连接两个连续的螺纹4。在这里，每个隔件10在两个连续 的螺纹4之间延伸。也就是说，每个隔件10由两个连续的螺纹4界定出。 隔件10在这里形成布置为将螺纹4连接在一起的连接装置。每个隔件10 将两个连续的螺纹4连接在一起。
构成连接装置的隔件10布置为在其间限定通向腔6的多个贯通开口 12。在这里，贯通开口12由在隔件10之间延伸的空隙限定。每个贯通开 口12由隔件10和外螺纹2的螺纹4限定。此外，隔件10也可以具有贯通 的毛细通道以通向腔6。
在图1和图2的例子中，隔件10配置成使贯通开口12的合并后的表 面积为螺纹4之间界定出的表面的约90％。
隔件10包括所谓的反隔件10.1，其大体沿所谓的反螺旋线延伸，该反 螺旋线与外螺纹2的外螺旋线方向相反。外螺纹2沿右旋(向右倾斜)的 外螺旋线延伸。因此反螺旋线向左倾斜。
隔件10还包括所谓的正隔件10.2，其大体沿所谓的正螺旋线延伸，所 述正螺旋线与外螺纹2的外螺旋线方向正好相同。因此，正螺旋线向右倾 斜。
此外，骨内螺钉1在两个连续的螺纹4之间具有结点14。每个结点14 在这里由两个隔件10(通常为反隔件10.1和正隔件10.2)交叉形成。至少 两个相邻的隔件10.1和隔件10.2在结点14交叉。
此外，每个螺纹4都具有大体“Y”形的构型，“Y”的尾部形成各螺 纹的顶部。每个螺纹都具有圆形构型的螺纹头。螺纹4的“Y”形构型具体 为图5中的虚线。
外螺纹2和形成连接装置的隔件10分别由图1中可见的压缩纤维F构 成。在这里，这些压缩纤维包括由聚乳酸(PLA)、胶原纤维和羟磷灰石纤 维组成的纤维。
压缩纤维还包括使骨内螺钉1不透射线的锶纤维。另外，一些压缩纤 维覆盖有生物活性陶瓷-玻璃材料的球状颗粒，球状颗粒的尺寸优选低于2 微米，优选低于1微米。
因此，这种球体有利于骨粘附。这种生物活性陶瓷-玻璃材料是商业化 的，例如，作为“生物玻璃”或参考BaG 13.93(sous le nom《bioglass》ou la  référence BaG 13.93)。该球形颗粒可以覆盖有聚L-乳酸，聚DL-乳酸(例如根 据参考文献SR-PLA70所知的)。
由于毛细通道8和贯通开口14相对较宽，血液将在其中快速流动。当 由压缩纤维构成时，骨内螺钉1具有沿压缩纤维延伸并且更窄的次级毛细 管(未示出)。血液流过这些次级毛细管比流过毛细通道8和贯通开口14 更慢。然而，血液能够通过毛细管作用交叉，通过这些次级毛细管的距离 比通过毛细通道8和贯通开口14的距离更远。
一些毛细通道8具有从外螺纹2的外表面向腔6收敛的形状。如图9 所示，毛细通道8从位于外螺纹2一侧的上游向位于腔6一侧的下游收敛， 从而允许血液通过毛细管作用流动。相反，一些毛细通道8具有从外螺纹2 的外表面向腔6发散的形状。
压缩纤维的规律偏移允许在腔6外形成方向朝向腔6的毛细通道8和 背向腔6的毛细通道8。当血液可以进入腔6并从腔6出去时，血液在骨内 螺钉1四周及骨内螺钉1内循环，从而有利于造骨细胞的沉降并加速骨修 复。
由于毛细通道8和贯通开口14相对较宽，血液将在其中快速流动。当 由压缩纤维组成时，骨内螺钉1具有沿压缩纤维延伸并且更窄的次级毛细 管(未示出)。血液流过这些次级毛细管比流过毛细通道8和贯通开口14 更慢。然而，血液可以通过毛细管作用交叉，通过这些次级毛细管的距离 比通过毛细通道8和贯通开口14的距离更远。
一些毛细管通道8具有从外螺纹2的外表面向腔6收敛的形状。如图9 所示，毛细通道8从位于外螺纹2一侧的上游向位于腔6一侧的下游收敛， 从而允许血液通过毛细管作用20流动。相反，一些毛细通道8具有从外螺 纹2的外表面向腔6发散的形状。
压缩纤维的规律移动允许在腔6外形成方向朝向腔6的毛细通道8和 背向腔6的毛细通道8。当血液可以进入腔6并从腔6出去时，血液在骨内 螺钉1四周及骨内螺钉1内循环，从而有利于造骨细胞的沉降并加速骨修 复。
图6显示出根据本发明第二实施例的骨内螺钉101。至于骨内螺钉101 与骨内螺钉1类似，除了下述显著不同，前面给出的关于图1至5的骨内 螺钉1的描述可以转用到骨内螺钉101。
结构或功能与骨内螺钉1的部件相同或相应的骨内螺钉101的部件具 有与骨内螺钉1的相同或相应的部件的标号相同的标号，只是数值增加了 100。因此，其限定了外螺纹102，螺纹104，毛细通道108，由隔件110 形成的连接装置和多个贯通开口112。
骨内螺钉101不同于骨内螺钉1，特别是由于骨内螺钉101仅包括反隔 件110.1，而骨内螺钉101还包括正隔件110.2。因此，隔件110.1不交叉； 它们不形成交叉。因此贯通开口114具有相似的形状，并且形状通常为弯 曲的平行四边形。因此，这种骨内螺钉101制造相对简单，因为它仅具有 反隔件110.1。隔件110的数量和形状是根据要求的机械强度选择，尤其是 根据骨的性质(例如松质骨或密制骨)选择。如同隔件10，隔件10可具有 贯通的毛细通道以通向腔106。
图7和8示出了根据本发明第三实施例的骨内螺钉201。骨内螺钉201 用于将骨碎片固定至骨以用于修复骨的骨接合。
骨内螺钉201包括由多个螺纹204形成的外螺纹202。外螺纹202沿围 绕纵向轴线X202的所谓的外螺旋线延伸。
与骨内螺钉1相反，骨内螺钉201还包括螺钉头201.1。螺钉头201.1 布置为在将骨适当钻孔后，使骨内螺钉201可以紧固于大体圆柱形的骨的 一部分周围的孔内。
外螺纹202由至少一种生物相容性材料构成。每个螺纹204在这里的 厚度为约1毫米。外螺纹2在这里的长度为约4毫米，且在螺纹头处测量 的外径为约1毫米。
此外，骨内螺钉201包括腔206，其一部分在图7中可见。腔206在外 螺纹202内延伸并大致平行于纵向轴线X202。腔206界定出中空的圆柱形 空间。腔206的中空圆柱形容积成形为在将骨内螺钉201旋进骨内后容纳 骨的圆柱形部分。
外螺纹202具有穿过外螺纹202以通向腔206的几个所谓的毛细通道 208。在图7和8所示的例子中，毛细通道208规律地分布在外螺纹202上。 在这里，毛细通道208基本均匀地分布在外螺纹202上。
骨内螺钉201还包括隔件210，如图7和8所示。每个隔件210连接两 个连续的螺纹204。隔件210在这里形成布置为将螺纹204连接在一起的连 接装置。
构成这些连接装置的隔件210布置为在其间限定通向腔206的多个贯 通开口212。在这里贯通开口212由在隔件210之间延伸的空隙限定。在图 7和图8的例子中，隔件210配置为使贯通开口212的合并后的表面积为螺 纹4之间界定出的表面积的约60％。
在图7和8的例子中，隔件210包括所谓的反隔件210.1，反隔件210.1 大体沿与外螺纹202的外螺旋线方向相反的所谓的反螺旋线延伸。在图7 和8的例子中，外螺纹202沿右旋(向右倾斜)的外螺旋线延伸。反螺旋 线因此向左倾斜。
隔件210还包括大体沿所谓的正螺旋线延伸的所谓的正隔件210.2，该 正螺旋线与外螺纹202的外螺旋线方向恰好相同。因此正螺旋线向右倾斜。
此外，骨内螺钉201在两个连续的螺纹204之间具有结点214。每个结 点214在这里由两个隔件210(通常是反隔件210.1和正隔件210.2)交叉 形成。至少两个相邻的隔件210.1和隔件210.2在结点214交叉。
外螺纹202和形成连接装置的隔件210分别由图10中可见的压缩纤维 F构成。在这里，这些压缩纤维包括由聚乳酸(PLA)、胶原纤维、羟磷灰 石纤维和其它可吸收纤维构成的纤维。
压缩纤维还包括使骨内螺钉201不透射线的锶纤维。另外，一些压缩 纤维覆盖有生物活性陶瓷-玻璃材料的球状颗粒，该球状颗粒的尺寸优小低 于2微米，优选小于1微米。
因此，这种球体有利于骨粘附。这种生物活性陶瓷-玻璃材料是商业化 的，例如，作为“生物玻璃”或参考BaG13.93。该球形颗粒可以覆盖有聚 L-乳酸，聚DL-乳酸(例如根据参考SR-PLA70所知的)。
由于毛细通道208和贯通开口214相对较宽，血液将在其中快速流动。 当由压缩纤维构成时，骨内螺钉201具有沿压缩纤维延伸并且更窄的次级 毛细管(未示出)。血液流过这些次级毛细管比流过毛细通道208和贯通开 口214更慢。然而，血液可以通过毛细管作用交叉，通过这些次级毛细管 的距离比通过毛细通道208和贯通开口214的距离更远。
为了制造出根据本发明的骨内螺钉1、骨内螺钉101或骨内螺钉201， 一种制造方法包括将纤维注入入其腔限定了骨内螺钉的模具内的步骤。该 注入通过基于计算机控制的静电纺丝或旋转喷纺实现。根据旋转运动喷射 流体以使由静电场定向和定位的纤维结块。可替代地，骨内螺钉1、骨内螺 钉101或骨内螺钉201可以沿轴线由纤维喷射或旋转模制来制造。