阅读说明：本技术 主动压缩装置，组装方法和使用方法 (Active compression device, method of assembly and method of use ) 是由 A·彼得森 D·S·萨维奇 P·J·欣德里希斯 A·K·帕默 M·P·布伦策尔 W·F·奥 于 2018-12-04 设计创作，主要内容包括：用于连接组织的压缩装置及其使用和制造方法。(Compression devices for joining tissue and methods of use and manufacture thereof.)

主动压缩装置，组装方法和使用方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2018年4月4日提交的标题为“主动压缩装置、组装方法和使用方法”的美国专利申请序列号为15/945,683的美国专利申请的优先权，其为2017年12月4日提交的美国专利申请序列号为15/831,212、名称为“主动压缩装置、组装方法和使用方法”的美国专利申请的部分延续申请，其为2017年2月24日提交的国际申请号为PCT/US2017/019530、名称为“主动压缩装置、组装方法和使用方法”的国际申请的部分延续申请，其要求享有2016年2月26日提交的美国临时专利申请序列号为62/300,336、名称为“主动压缩装置，组装方法和使用方法”的美国临时专利申请的优先权和权益，通过引用将这些申请的全部内容整体并入本文。

技术领域

本发明总体上涉及普通外科手术和整形外科植入物，并且更具体地但非排他地涉及植入用于辅助骨融合和修复的装置。本发明涉及用于连接两个骨碎片的压缩装置，以及用于植入这种装置的相关装置，涉及用于长时间压缩和/或固定骨碎片的方法，以及涉及对这种装置的制造。

背景技术

通常通过融合治疗骨折和其他骨疾病。目前，骨是在植入物的帮助下融合在一起的，例如通过销子、杆、板和螺钉，它们设计成在发生愈合并将骨或骨块融合在一起时将骨或骨碎片固定在适当的位置。压缩作用可用于连接或稳定两个骨碎片，并有助于骨碎片的愈合。压缩骨螺钉的例子在本领域中是已知的，每个螺钉具有不同程度的功效。

关节固定术的目的是在预期的融合表面之间产生稳定的结合。尽管在应用过程中来自标准螺钉放置的压力是动态的，但是一旦拧紧螺钉，它便会作为静态装置发挥作用，无法在骨重塑时保持压缩载荷。在整个融合表面上保持压缩载荷并减小应力屏蔽可有助于愈合。螺钉压缩的稳定性也可能受到几个因素的影响，例如骨密度，骨吸收和固定方向。可能需要具有在期望的融合部位上传递有效或持续延长的时间的动态压缩以促进愈合的装置。Bottlang,Michael PhD；Tsai,Stanley MS；Bliven,Emily K.BS；von Rechenberg,Brigitte DVM；Kindt,Philipp DVM；Augat,Peter PhD；Henschel,Julia BS；Fitzpatrick,Daniel C.MD；Madey,Steven M.MD，在2017年2月-第31卷-第2期-第71–77页Journal ofOrthopaedic Trauma中进一步描述了这些好处的细节，其全部内容通过引用并入本文。

存在主动压缩螺钉的概念。术语“主动”定义为在构件的长度变化上具有一定的轴向拉伸能力。但是，这些概念具有复杂的手术程序。当前的主动压缩螺钉概念在其根据螺钉长度的比率改变长度的能力上受到限制，并且在根据螺钉长度的比率的轴向力的量方面受到限制。当前的主动压缩螺钉不具有调整压缩的能力或不具有随时间推移的可调整压缩。当前的主动压缩螺钉概念不具有简单的构造，使得制造复杂且昂贵，并且最终，当前的平台无法缩小到用于小骨的治疗直径。因此，需要用于将骨融合在一起的改进的装置和方法。

本发明针对本文中用于物质的方法和装置，其围绕用于压缩合适材料的新型压缩装置，系统和方法。在某些实施例中，本发明涉及向具有单一连续结构构造的骨段提供主动压缩的装置和方法。短语“单一连续结构”被定义为由一种材料形成的结构，并且仅去除材料以创建最终的构造，不需要连接独立的组件或元素来创建最终的构造。

短语“主动压缩”被定义为在诸如轴向弹簧的构件的给定长度变化上的连续轴向张力。长度变化的能力可以在构件长度的1％-20％的范围内。相反，当长度的变化超过构造的弹性极限时，标准螺钉不能提供轴向张力或压缩，该弹性极限通常是1％的小变形，在本文中定义为“被动压缩”。

在本发明的某些实施例中，提供一种对由两个或更多个构件构成的骨段提供主动压缩的装置。在某些实施例中，这些装置具有螺钉状特征。用于将本发明的装置***的部署方法或外科手术方法类似于将螺钉状的主体驱动到骨段中的方法，类似于普通的非主动压缩螺钉。因为整个发明装置可能会在长度上发生变化，所以在某些实施例中，该装置可能会提供主动压缩力的有效治疗范围或距离超过6mm，以包括不同水平的骨吸收。促进结合所需的力的大小将根据所融合的解剖特征而有所不同。本发明的方法和装置可以按比例缩放以适应0-200N的压缩轴向力的范围，并且可能更大，这取决于装置的直径。

已知的是，施加期望的力的时间段是直到骨融合为止。在本发明的某些实施例中，提供了一种装置和方法，其中该装置向骨段提供主动压缩的时间超过当前压缩螺钉的时间，直到骨愈合或融合的时间。随着时间的推移，促进骨愈合所需的力量可能会发生变化。但是，本发明允许调节结构变量，使得本发明的装置随着时间和拉伸长度以不同的量传递轴向压缩力。另外，可以调节这样的结构变量以在给定的距离或时间内传递一致的力。本发明的装置具有按比例缩小至有效直径的能力，以用于直径可能小于2mm的手和脚的小骨。

根据本发明的轴向张力的激活可以在将装置部署到期望的解剖结构之前，期间或之后，从而允许开发和优化不同的手术程序以用于临床利益。为了促进一种常见的外科手术方法，该方法首先部署导销或K线，然后在该部件上进行装置的输送，可以对本发明的装置进行插管。或者，本发明的装置可以是非空心的或实心的。本发明可以结合促进组织相互作用和压缩产生的所有其他已知的现有特征。

本发明的轴向张力以几种方式产生。可以采用的一种方式是通过利用装置主体中和沿着主体的穿孔或切割特征。这些特征可以改变以提供给定应用的轴向张力、扭转刚度和弯曲刚度的最佳标准。可以以几种方式将力加载到本发明的轴向受拉构件中。其中之一是使螺钉状主体的螺纹产生轴向张力，该轴向张力在将主体***骨段中时将构件加载以提供初始压缩和稳定作用。替代地，可以采用输送机构来将轴向力加载到装置中。还可以通过在装置的外部、内部或整个装置上的保持机构来预载该力，例如可以通过使用可吸收材料。如上所述，存在许多产生、维持和释放轴向压力的方式，从而有利于执行用于递送本发明的治疗能量的许多程序变化。

在本发明中，提供了装置和方法，其中由诸如镍钛诺之类的形状记忆合金SMA构成的装置向骨段提供定制的轴向、扭转、弯曲、径向、剪切和/或压缩力。本发明涉及一种装置，系统和方法，该装置、系统和方法最初在植入时并且在植入后的一段时间内压缩和/或张紧尤其是骨碎片的合适材料。

本发明进一步涉及接合构件，例如活动骨螺钉及其使用方法，用于固定组织和/或骨的部分，同时提供特定数量的所需屈曲或弹性，以促进骨折或融合的更强愈合，例如使得愈合后的骨折或融合抗扭强度增加。本发明还涉及接合构件，例如活动杆和/或板及其使用方法，用于固定组织和/或骨的一部分，同时提供特定数量的所需屈曲或弹性，以促进骨折或融合的更强愈合，例如使得愈合后的骨折或融合抗扭强度增加。

所描述的发明可以与或不与骨科创伤板和/或髓内钉和/或销、杆和/或外部固定装置一起使用。所描述的发明可以与实心螺钉、空心螺钉、有头螺钉和/或无头螺钉、杆、钉子、板、钉、缝合锚钉和软组织锚钉一起使用。螺纹在本公开中通常被描绘为组织锚固机构。但是，在提供锚固的装置的一个或多个端部上包括所有替代锚固机构也在本发明的范围内，包括但不限于扩张机制、交叉接合构件、胶合剂、粘合剂、缝合线以及整形外科中常见的其他部件。

本发明进一步涉及接合构件，例如骨螺钉及其使用方法，用于将骨杆和/或骨板固定到组织和/或骨的一部分上，同时提供特定数量的所需屈曲或弹性，以促进骨折或融合的更强愈合，例如使得愈合的骨折或融合的抗扭强度增加。在某些实施例中，这样的杆和/或板是非主动杆和/或板，并且本发明的主动接合构件向系统提供主动力或挠曲。在某些实施例中，这样的杆和/或板是主动杆和/或板，并且本发明的主动杆和/或板以及主动连接构件都向系统提供主动力或挠曲。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动压缩的装置，该装置包括：远端骨接合部分；以及近端骨接合部分，其外径大于远端骨接合部分的外径；中心部分***在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间，该中心部分具有穿过其形成的穿孔，该穿孔有助于改变装置的尺寸。其中该装置具有整体的连续结构。其中装置是空心的。其中，近端骨接合部分包括具有与远端骨接合部分的螺距不同的螺距的螺纹。其中，远端骨接合部分包括螺纹。其中，穿孔包括不均匀的形状。其中，穿孔包括螺旋形式。其中，装置尺寸的变化包括长度的变化。其中，装置尺寸的改变包括装置长度的缩短。其中，装置尺寸的变化包括在大于12小时的时间内的装置尺寸的变化。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动压缩的装置，该装置包括：具有压缩预载特征的空心体；穿过穿孔体的侧壁形成的多个穿孔；以及通过激活压缩预载特征而在多个穿孔变形时改变的尺寸。其中，所述空心体的侧壁的外部包括螺纹。其中尺寸包括装置的长度。其中，压缩预载特征包括在空心体的侧壁的外部上形成的具有不同螺距的多个螺纹。其中，激活包括装置的旋转。

本发明的某些实施例提供了一种主动压缩骨段的方法，该方法包括：通过穿过空心体的侧壁形成的穿孔的变形，向所述空心体施加纵向拉伸应力；将插管体***第一骨段和第二骨段中；并在一段时间内释放拉应力；通过释放拉应力来压缩第一骨段和第二骨段。其中，通过使通过插管体的侧壁形成的穿孔的变形对插管体施加纵向拉伸应力，并且将插管体同时***第一骨段和第二骨段中。其中，通过穿过所述空心体的侧壁形成的穿孔的变形向所述空心体施加纵向拉伸应力，包括旋转在所述空心体的侧壁的外部形成的具有不同螺距的多个螺纹。其中，通过穿过所述空心体的侧壁形成的穿孔的变形而向所述空心体施加纵向拉伸应力包括延长所述空心体。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动压缩的装置，该装置包括：近端锚定部分；远端锚定部分；在近端锚固部分和远端锚固部分之间***由超弹性材料形成的多个支柱。第一状态，其具有通过多个支柱中的至少一个支柱的变形而产生的轴向弹性势能；第二状态，其中轴向弹性势能相对于近端锚定部分相对于远端锚定部分的位移非线性地释放。其中，轴向弹性势能包括轴向拉伸弹性势能。其中，轴向弹性势能包括轴向压缩弹性势能。其中，从第一状态到第二状态的转变包括多个支柱中的至少一个支柱从高能量状态到低能量状态的转变。其中，从第一状态到第二状态的转变包括多个支柱中的至少一个支柱从变形状态到未变形状态的转变。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动地压缩骨段的装置，该装置包括：远端骨接合部分；近端骨接合部分；中央部分，该中央部分有助于改变***在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间的装置的尺寸，该中心部分具有穿过中心部分的侧壁形成的穿孔；以及由穿孔的相对侧形成的限制特征，其限制由穿孔促进的装置尺寸的变化。其中该装置具有单一的连续结构；该装置是空心的；近端骨接合部分包括具有与远端骨接合部分的螺距不同的螺距的螺纹。远端骨接合部分包括螺纹；限制特征限制了装置长度的变化；限制特征限制了装置圆周的变化；穿孔包括限定连续的螺旋支柱的螺旋形式。限制特征具有阶梯形状；穿孔通过侧壁垂直于装置的纵向中心轴线并平行于纵向中心轴线的半径形成；和/或装置尺寸的变化包括在大于12小时的时间内装置尺寸的变化。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生对骨段的主动压缩的装置，该装置包括：具有压缩预载特征的空心体；贯穿空心体的侧壁形成的穿孔；以及通过激活压缩预载特征而在穿孔变形时改变的尺寸，该改变的尺寸受到在穿孔的相对侧上形成的相应的变化限制特征的限制。其中，所述空心体的侧壁的外部包括螺纹；穿孔变形时改变的尺寸包括装置的长度。压缩预载特征包括在空心体的侧壁的外部上形成的具有不同螺距的多根螺纹。和/或压缩预载特征的激活包括装置的旋转。

本发明的某些实施例提供了一种主动压缩骨段的方法，包括：将空心螺钉***第一骨段和第二骨段中；通过穿过插管体的侧壁形成的穿孔的变形，向插管体施加纵向拉伸应力；通过接合形成在穿孔的相对侧壁中的相应的变形限制特征来限制穿孔的变形；在一段时间内释放拉伸应力；通过释放拉应力来压缩第一骨段和第二骨段。同时将空心螺钉***第一骨段和第二骨段中，并通过穿过空心体侧壁形成的穿孔的变形，向空心体施加纵向拉应力。同时将空心螺钉***第一骨段和第二骨段中，并且通过穿过空心体的侧壁形成的穿孔的变形而将纵向拉伸应力施加到空心体上。通过穿过空心体的侧壁形成的穿孔的变形将纵向拉伸应力施加到空心体上包括：旋转在空心体的侧壁的外部上形成的具有不同螺距的多根螺纹；通过接合形成在穿孔的相对的侧壁中的相应的变形限制特征来限制和/或限制穿孔的变形包括限制空心体的长度的增加或圆周的增加。

本发明的某些实施例提供了一种用于在骨段之间产生主动压缩的装置，该装置包括：近端锚定部分；远端锚定部分；由超弹性材料形成的弹簧，插在近端锚定部分和远端锚定部分之间。第一状态，其具有通过弹簧的变形而产生的轴向弹性势能；第二状态，其中轴向弹性势能相对于近端锚定部分相对于远端锚定部分的位移非线性地释放。其中，弹簧包括形成在弹簧的相对侧上的对应的变形限制特征；轴向弹性势能包括轴向压缩弹性势能。从第一状态到第二状态的转变包括弹簧从高能量状态到低能量状态的转变；从第一状态到第二状态的转变包括弹簧从变形状态到非变形状态的转变；弹簧定位在装置的纵向轴上，邻近近端锚定部分；弹簧是螺旋形的；和/或弹簧是一个斜面垫圈。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；并且在螺旋支柱上形成了变形限制特征，在向该装置施加扭转力时，限制螺旋支柱围绕该装置的纵轴的变形，使得该装置的远端和近端都以基本相同的频率旋转。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力；和/或螺旋支柱绕装置的纵向轴线的变形包括径向变形和/或纵向变形。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在所述螺旋支柱上形成的变形限制特征，当所述螺旋支柱置于旋转载荷和/或轴向载荷下时，变形限制特征限制所述螺旋支柱绕所述装置的纵向轴线的径向位移。其中，旋转载荷包括在第一方向或第二相反方向上的旋转载荷。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在所述螺旋支柱上形成的变形限制特征，当所述螺旋支柱置于旋转载荷和/或轴向载荷下时，所述变形限制特征限制所述螺旋支柱绕所述装置的纵向轴线的径向位移。其中旋转限制特征的后缘界面产生旋转力矢量，而前缘轴向限制特征产生轴向力矢量。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；弹簧元件，其布置在远端和近端之间。以及在弹簧元件上形成的变形限制特征，该变形限制特征在向装置施加扭转力时将装置的变形限制为沿着装置的纵轴的装置的纵向变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力；和/或沿着装置的纵向轴线的装置变形包括装置长度的增加。

本发明的某些实施例提供了一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；当在装置上施加线性增加的扭转力时，在螺旋支柱上形成的变形限制特征具有非线性增加的载荷曲线。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；当在装置上施加线性增加的轴向力时，在螺旋支撑上形成的变形限制特征具有非线性增加的载荷曲线。其中所述扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在所述螺旋支柱上形成的变形限制特征，所述变形限制特征在向所述装置施加扭转力时同时相对于所述装置的中央纵向轴线径向和轴向地偏转。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在所述螺旋支柱上形成的变形限制特征，所述变形限制特征在向所述装置施加扭转力时限制所述螺旋支柱的相邻部分相对于彼此的变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力；和/或螺旋支柱的相邻部分相对于彼此的变形包括径向变形和/或纵向变形。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在螺旋杆上形成的变形限制特征，该变形限制特征在施加扭转力到装置上时允许螺旋杆的预定变形，然后限制螺旋杆的连续变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力；预定变形包括纵向变形和/或径向变形；和/或螺旋杆的预定变形包括螺旋杆的位移在1毫米至10毫米的范围内。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在所述螺旋杆上形成的变形限制特征，所述变形限制特征在向所述装置施加扭转力时限制所述螺旋杆在第一方向上的变形，并且允许所述螺旋杆在第二方向上的变形。其中，螺旋杆在第一方向上的变形包括纵向变形，螺旋杆在第二方向上的变形包括径向变形；螺旋支柱在第一方向上的变形包括径向变形，而螺旋支柱在第二方向上的变形包括纵向变形；和/或扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在螺旋支柱上形成的变形限制特征，该变形限制特征在向装置施加扭转力时限制了装置的径向变形，而没有在装置上施加纵向载荷。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在螺旋支柱上形成的变形限制特征，该变形限制特征在向装置施加扭转力时增加了装置的抗扭强度并限制了装置的径向变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在螺旋支柱上形成的变形限制特征，该变形限制特征在向装置施加扭转力时增加了装置的纵向强度并限制了装置的纵向变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供一种装置，包括：远端；近端；布置在远端和近端之间的螺旋支柱；以及在螺旋支柱上形成的变形限制特征，该变形限制特征在向装置施加扭转力时增加了装置的纵向强度和抗扭强度，并限制了装置的纵向变形和径向变形。其中，扭转力包括在第一方向或第二相反方向上的扭转力。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动地压缩骨段的装置，该装置包括：远端骨接合部分；近端骨接合部分；螺旋支柱，其插在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间，该螺旋支柱通过对装置侧壁的穿孔形成的。沿螺旋支柱的长度方向形成的多个径向变形限制特征，多个径向变形限制特征中的每个径向变形限制特征由不对称形状的接收部分和由螺旋支柱的相对侧限定的相应的不对称形状的突出部分形成；接收部分的第一线性侧和突出部分的相应的第一线性侧以及接收部分的第二线性侧和突出部分的相应的第二线性侧，与接收部分和突出部分的第一线性侧相反，相对于装置的纵向中心轴线沿相同的方向倾斜并且彼此不平行。其中，远端骨接合部包括螺纹；所述近端骨接合部分的外径大于螺旋支柱的外径。穿孔形成为垂直于装置的纵向中心轴线并平行于纵向中心轴线的半径穿过装置的侧壁。当装置处于松弛的、未变形的状态时，穿孔在穿孔的远端和近端之间具有不均匀的宽度；螺旋支柱包括超弹性合金。多个径向变形限制特征中的每个径向变形限制特征仅具有三个线性侧。多个径向变形限制特征中的每个径向变形限制特征具有4至9个线性侧。多个径向变形限制特征中的每个径向和轴向变形限制特征具有4、5、6、7、8或9个线性侧。多个径向变形限制特征中的每个径向和长度变形限制特征在特征的径向方面而不在轴向方面；多个径向变形限制特征中的第一径向变形限制特征的接收部分的第一线性侧包括：纵向长度限制突起，其与第一径向变形限制特征的相应突出部分的相应第一线性侧的相应纵向长度限制突起接合；接收部分的第一线性侧的纵向长度限制突起与突出部分的第一线性侧的纵向长度限制突起之间的尺寸在0.010至0.100英寸的范围内；和/或该装置是空心的；远端骨接合部分包括沿与缠绕螺旋支柱的方向相反的方向缠绕的螺纹。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生主动地压缩骨段的装置，该装置包括：远端骨接合部分；近端骨接合部分；螺旋支柱，其插在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间，该螺旋支柱是由穿过装置侧壁的穿孔形成的。沿所述螺旋支柱的长度形成的多个径向变形限制特征，多个径向变形限制特征中的每个径向变形限制特征由不对称形状的接收部分和不对称形状的突出部分形成，不对称形状的突出部分由螺旋支柱的相对侧限定，接收部分的形状不同于突出部分的形状。其中，这些形状均有助于在限定的长度上相对于彼此平移，并且一旦获得该长度，就通过接触并接合相对的特征来抵抗或限制相对于彼此的进一步移动或平移；远端骨接合部分包括螺纹；所述近端骨接合部分的外径大于所述螺旋支柱的外径。穿孔形成为垂直于装置的纵向中心轴线并平行于纵向中心轴线的半径穿过装置的侧壁。穿孔包括在装置处于松弛、未变形状态的穿孔的远端和近端之间的不均匀宽度；螺旋支柱包括镍含量超过50％的合金；螺旋支柱包括超弹性合金。螺旋支柱包括镍钛诺；螺旋支柱包含超过50％镍的合金；多个径向变形限制特征中的第一径向变形限制特征的接收部分的第一线性侧包括：纵向长度限制突起，其与第一径向变形限制特征的相应突出部分的相应第一线性侧的相应纵向长度限制突起接合；接收部分的第一线性侧的纵向长度限制突起与突出部分的第一线性侧的纵向长度限制突起之间的尺寸在0.010至0.200英寸的范围内；和/或多个径向变形限制特征的第一径向变形限制特征的接收部分的第二线性侧包括：纵向长度限制凸纹，其与第二径向变形限制特征的相应突出部分的相应第二线性侧的相应纵向长度限制凸纹相接合。

本发明的某些实施例提供了一种用于产生对骨段的主动压缩的装置，该装置包括：远端骨接合部分；近端骨接合部分；螺旋支柱，其插在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间，该螺旋支柱通过对装置侧壁的穿孔而形成，该螺旋结构允许装置在1至10毫米范围内纵向变形；当装置从纵向拉长的应力状态转变为纵向压缩的基本松弛状态时，在远端骨接合部分和近端骨接合部分之间产生的拉力在10至1000牛顿的范围内。该装置还包括当装置从纵向伸长的应力状态转变为纵向压缩的基本松弛状态时和/或当装置***骨组织中时，在远端骨接合部分和近端骨接合部分之间产生的0.1至6牛顿米范围的扭力。其中该装置承受的扭力在0.1至6牛顿米的范围内。

附图说明

通过参考附图对本发明的实施例的以下描述，本发明的实施例能够具有的这些以及其他方面，特征和优点将变得显而易见并得到阐明：

图1是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***两个非复位骨段中；

图2是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置在扩张，张紧状态下***两个缩小的骨段中；

图3是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***到两个缩小的骨段中；

图4是描述根据本发明的装置相对于标准螺钉随时间施加的压缩力的曲线图；

图5是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以扩张状态***两个未复位的骨段中；

图6是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***到两个缩小的骨段中；

图7是根据本发明的一方面的人体解剖学中的示例性骨的图示，其中可以利用所公开的发明；

图8是根据本发明的一方面的人的手解剖结构中的示例性骨的图示，其中可以利用所公开的发明；

图9是根据本发明的一方面的人足解剖结构中的示例性骨的图示，其中可以利用所公开的发明；

图10是根据本发明的一方面的人足解剖结构中的示例性骨的图示，其中可以利用所公开的发明；

图11是根据本发明的一方面的人体解剖学中的示例性骨的图示，其中可以利用所公开的发明；

图12是根据本发明的一方面的处于扩张状态的骨固定装置的侧视图；

图13是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视图；

图14是根据本发明的一方面的处于扩张状态的骨固定装置的可变形或可扩张段的一部分的放大侧视图；

图15是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的可变形或可扩张段的一部分的放大侧视图；

图16是根据本发明的一方面的骨固定装置的平面图；

图17是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视截面图；

图18是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视图；

图19是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的透视图；

图20是根据本发明的一方面的处于扩张状态的骨固定装置的透视图；

图21是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图；

图22是根据本发明的一方面的具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图；

图23是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图；

图24是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹的可扩张段；

图25是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件的远端内螺纹；

图26是根据本发明的一方面的带螺纹中央构件的侧视图；

图27是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的带螺纹远端段的骨固定装置的放大的侧视截面图；

图28是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的带螺纹远端段的骨固定装置的侧视截面图；

图29是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于未扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件和近端头部保持夹头机构的远端内螺纹；

图30是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件和近端头部保持夹头机构(proximalhead retention collet mechanism)的远端内螺纹；

图31是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段以及具有带螺纹中央构件和近端头部保持夹头机构的远端内螺纹；

图32是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件和近端头部保持驱动器机构的远端内螺纹；

图33是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧剖视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件和近端头部保持驱动器机构的远端内螺纹的；

图34是根据本发明的一方面的骨固定组件的一部分的侧视截面放大图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段以及具有带螺纹中央构件和近端头部保持驱动器机构的远端内螺纹；

图35是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段和具有带螺纹中央构件的远端内螺纹以及近端头部保持驱动器机构和近端头部保持夹头机构；

图36是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视横截面放大图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的带螺纹可扩张段以及远端内螺纹，其具有带螺纹中央构件、近端头部保持驱动器机构和近端头部保持夹头机构；

图37是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的透视图；

图38是根据本发明的一方面的骨固定装置的一部分的透视图，其具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图39是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的一部分的透视图；

图40是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于未扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有具有远端保持特征和近端保持特征的中心构件；

图41是根据本发明的一方面的具有远端和近端保持特征的中央构件的透视图；

图42是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的具有远端和近端保持特征的非带螺纹可扩张段；

图43是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中心外部加强构件；

图44是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中央外部加强构件；

图45是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段，该可扩张段具有中心可溶解构件；

图46是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段，该可扩张段具有中心可溶解构件；

图47是根据本发明的一方面的具有近端头部保持机构的带螺纹中央构件的侧视图；

图48是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的非带螺纹可扩张段和具有带近端头部保持机构的带螺纹中央构件的近端内螺纹；

图49是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视横截面放大图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的可扩张段和具有带中心的近端头部保持机构的带螺纹中央插管构件的近端内螺纹；

图50是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，其具有中央内部加强构件；

图51是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视图，该不带螺纹可扩张段具有中央内部加强构件而没有被捕获但可能自由旋转的近端头部构件；

图52是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视截面图，该不带螺纹可扩张段具有中央内部加强构件而没有被捕获但可能自由旋转的近端头部构件；

图53是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视图，该不带螺纹可扩张段具有中央内部加强构件和被捕获但可能自由旋转的近端头部构件；

图54是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视截面图，该不带螺纹可扩张段具有中央内部加强构件和被捕获但可能自由旋转的近端头部构件；

图55是根据本发明的一方面的具有螺纹远端接合特征和近端头部构件的中央内部加强构件的透视图；

图56是根据本发明的一方面的具有在扩张状态下具有带螺纹远端接合特征的不带螺纹的可扩张段的骨固定多部件装置的侧视图；

图57是根据本发明的一方面的具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视截面图，该不带螺纹可扩张段具有带有带螺纹远端接合特征和近端头部构件的中央内部加强构件；

图58是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视截面图，该不带螺纹可扩张段具有带有带螺纹远端接合特征和近端头部构件的中央内部加强构件；

图59是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定多部件装置的侧视图，该不带螺纹可扩张段具有带有带螺纹远端接合特征和近端头部构件的中央内部加强构件；

图60是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的具有近端头部接合特征的骨固定装置的侧视图；

图61是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的具有近端头部接合特征的骨固定装置的侧视横截面放大图；

图62是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的透视图，其具有自由旋转的近端头部接合特征；

图63是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的具有自由旋转的近端头部接合特征的骨固定装置的侧视横截面放大图；

图64是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有渐缩的较小直径和可变螺距螺纹特征；

图65是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有渐缩的较小直径和可变螺距螺纹特征；

图66是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有可变的短径和长径以及三导距螺距螺纹特征；

图67是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有可变的短径和长径以及三导距螺距螺纹特征；

图68是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的透视图，该骨固定装置具有可变的短径和长径以及三导距螺距螺纹特征；

图69是根据本发明的一方面的处于不带螺纹非扩张状态的骨固定装置的透视图，其具有可变的短径和长径以及远端三导距螺距螺纹和近端螺纹特征；

图70是根据本发明的一方面的处于非扩张状态的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有可变的较小直径和较大直径以及三重螺距螺距螺纹特征；

图71是根据本发明的一方面的处于不带螺纹非扩张状态的骨固定装置的侧视截面图，其具有可变的短径和长径以及远端三导距螺距螺纹和近端螺纹特征；

图72是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的透视图；

图73是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，其具有螺旋扩张构件和驱动器；

图74是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，其具有螺旋扩张构件以及驱动器和中央构件；

图75是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有螺旋形扩张构件以及驱动器和中央构件；

图76是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有螺旋形扩张构件以及驱动器和中央构件；

图77是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有螺旋形扩张构件和驱动器；

图78是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有螺旋形扩张构件和驱动器；

图79是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有螺旋形扩张构件以及驱动器和中央构件；

图80是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，并且在骨中具有跨轴向接合构件；

图81是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图82是根据本发明的一方面的骨固定组件的透视图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图83是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中心构件；

图84是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视图，该骨固定组件具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中心构件；

图85是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中央构件和保持特征；

图86是根据本发明的一方面的骨固定组件的端视图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹的可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中央构件和保持特征；

图87是根据本发明的一方面的骨固定组件的侧视截面图，该骨固定组件具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段，该不带螺纹可扩张段具有中央构件和保持特征；

图88是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的一部分的侧视图；

图89是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图90是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图91是根据本发明的一方面的骨固定装置的一部分的侧视图，该骨固定装置的一部分具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图92是根据本发明的一方面的具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图93是根据本发明的一方面的具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图94是根据本发明的一方面的具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图95是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图96是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图97是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图98是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图99是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图100是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段；

图101是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段；

图102是根据本发明的一方面的具有不带螺纹段的骨固定装置的侧视图；

图103是示出根据本发明的一方面的材料应变曲线的图；

图104是根据本发明的一方面的骨固定装置的透视放大图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的三芯螺纹可扩张段；

图105是根据本发明的一方面的具有单导螺纹段的骨固定装置的侧视图和放大的端视图；

图106是根据本发明的一方面的具有双导螺纹段的骨固定装置的侧视图和放大的端视图；

图107是根据本发明的一方面的具有三导螺纹段的骨固定装置的侧视图和放大的端视图；

图108是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的平面放大图，该段将围绕主体的周围缠绕，产生两种不同的模式；

图109是根据本发明的一方面的骨固定装置的结合特征的放大正视图，该骨固定装置具有不带螺纹的可扩张段和处于接合状态的螺纹段；

图110是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图，该段的直径大于螺纹部的短直径；

图111是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视截面图，该段的直径大于螺纹部的短直径；

图112是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不可扩张的不带螺纹段，该段从轴线偏离螺纹段的轴线弯曲；

图113是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图114是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图115是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图116是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图117是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图118是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图119是示出根据本发明的骨固定装置的制造方法的一个实施例的流程图；

图120是示出根据本发明的骨固定装置的制造方法的一个实施例的流程图；

图121是示出根据本发明的骨固定装置的制造方法的一个实施例的流程图；

图122是示出根据本发明的骨固定装置的制造方法的一个实施例的流程图；

图123是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有在非扩张状态下具有多个扩张特性的不带螺纹可扩张段；

图124是根据本发明的一方面的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部侧视图，所述不带螺纹的可扩张段在非扩张状态下具有多个扩张特性，并且具有变形控制特征；

图125是根据本发明的一方面的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹可扩张段在非扩张状态下具有多种扩张特性；

图126是根据本发明的一方面的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹可扩张段具有在非扩张状态下的径向扩张特性；

图127是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有在部分扩张状态下具有径向扩张特性的不带螺纹可扩张段；

图128是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有在完全扩张状态下具有径向扩张特性的不带螺纹可扩张段；

图129是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的带螺纹远端段和非带螺纹可扩张段的骨固定装置的侧视剖视图，可扩张段的直径大于螺纹段的短直径，远端段在内径上具有可以接合和传递扭矩和轴向载荷的特征；

图130是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的带螺纹远端段和非带螺纹可扩张段的骨固定装置组件的侧视截面图，可扩张段的直径大于带螺纹远端段的短直径，远端段在内径具有可接合和传递扭矩和轴向载荷的特征，以及具有驱动机构可以与装置的远端特征和近端接合；

图131是根据本发明的一方面的具有驱动机构的装置组件的透视图，该驱动机构接合装置的远端特征和近端；和

图132是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的带螺纹远端段和非带螺纹可扩张段的骨固定装置组件的透视截面图，可扩张段的直径大于螺纹远端部分的小直径，远端段具有在内径上的特征，该特征可以接合并传递扭矩和轴向载荷，以及具有驱动机构，其可以接合该远端特征和该装置的近端；

图133是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置被***两个未复位的骨段中；

图134是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置被***两个未复位的骨段中；

图135是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以弯曲状态***两个缩小的骨段中；

图136是根据本发明的装置相对于标准螺钉在整个距离上加载的压缩力的曲线图；

图137是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图138是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段；

图139是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的局部侧视图，不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图140是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图141是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图142是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图143是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图144是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的按比例放大的细节，其中，扭转接合特征处于非扩张状态；

图145是根据本发明的一方面的具有无螺纹的螺旋状可扩张段的骨固定装置的局部侧视图，其中扭转接合特征处于扩张状态；

图146是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图147是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置具有不带螺纹的螺旋形可扩张段，该可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征；

图148是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征；

图149是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋状可扩张段的骨固定装置的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征；

图150是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图151是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图比例缩放细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图152是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图153是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图154是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图155是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图156是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图157是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图158是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图159是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图160是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图161是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图162是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图163是根据本发明的一方面的根据本发明的具有不带螺纹正弦形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹正弦形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图164是根据本发明的一方面的具有不带螺纹正弦形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部详细侧视图，所述不带螺纹正弦形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图165是根据本发明的一方面具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹可扩张段具有处于非扩张状态的梯形扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图166是根据本发明的一方面的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部详细侧视图，该不带螺纹可扩张段具有处于非扩张状态的梯形扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图167是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图167A是根据本发明的一方面具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图167B是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图167C是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图168是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于变形扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168B是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168C是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168D是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168E是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168F是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的截面图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168G是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168H是根据本发明的一方面的具有固定的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于过渡状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图168I是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于变形，扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图169是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的按比例缩放的细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图169A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的按比例缩放的细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有在变形扩张状态下的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图169B是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图比例缩放细节，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图169C是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度接合特征；

图170是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图171是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图172是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹轴向正弦可扩张段的骨固定装置的局部侧视图；

图173是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹轴向正弦形可扩张段；

图174是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹轴向成角度的可扩张段；

图175是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹的轴向成角度的可扩张段；

图176是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部侧视图；

图177是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部放大细节侧视图，该骨固定装置具有处于扩张状态的不带螺纹可扩张段；

图178是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***两个缩小的骨段中；

图179是根据本发明的一方面的***到两个缩小的骨段中的骨固定装置的侧视图；

图180是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以扩张状态***两个缩小的骨段中；

图181是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***两个缩小的骨段中；

图182是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***两个缩小的骨段中；

图183是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置以非扩张状态***两个缩小的骨段中；

图184是根据本发明的一方面的处于扩张状态的骨固定装置的侧视图；

图185是根据本发明的一方面的处于扩张状态的骨固定装置的局部截面侧视图；

图186是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图187是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图188是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图189是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图190是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图191是根据本发明的一方面的骨固定弹簧元件装置的等距视图；

图192是根据本发明的一方面的骨固定装置的侧视图，该骨固定装置被减小以与具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段一起在非扩张状态下实践；

图193是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置被减小以与具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段一起在非扩张状态下实践；

图194是具有来自本发明装置的数据的图表，该数据被减小以实践相对于标准螺钉在一定距离范围内卸载的压缩力；

图195是根据本发明的一方面的具有带螺纹远端段和处于非扩张状态的不带螺纹的可扩张段的骨固定装置组件的局部透视截面图；

图196是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的局部侧视截面图；

图197是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的局部侧视截面图；

图198是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的局部侧视截面图；

图199是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部截面图；

图200是根据本发明的一方面的具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部剖视图；

图201是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部截面图；

图202是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部截面图；

图203是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部截面图；

图204是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的剖视图；

图205是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的剖视图；

图206是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的剖视图；

图207是根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的剖视图；

图208是根据本发明的一方面的具有在非扩张状态的不带螺纹可扩张段的骨固定装置的剖视图；

图209是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图210是示出根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例的流程图；

图211是流程图，示出了根据本发明的骨固定装置的临床应用方法的一个实施例；

图212是已知装置的切割图案的局部侧视图；

图213是图214、215、216和217所示的本发明的几个实施例在轴向和扭转载荷下相对于位移的反作用力的曲线图；

图214是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图214A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图214B是根据本发明的一方面的具有在侧向弯曲状态下具有扭转接合特征和轴向长度限制特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图214C是根据本发明的一方面的具有在侧向弯曲状态下具有扭转接合特征和轴向长度限制特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部截面侧视图；

图215是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图215A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图216是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段在非扩张状态下具有扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图216A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图216B是根据本发明的一方面的具有在侧向弯曲状态下具有扭转接合特征和轴向长度限制特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图；

图216C是根据本发明的一方面的具有在侧向弯曲状态下具有扭转接合特征和轴向长度限制特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部截面侧视图；

图217是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于非扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图217A是根据本发明的一方面的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有处于扩张状态的扭转接合特征和轴向长度限制特征；

图218代表根据ASTM F543-17标准规范在工业上可商购的装置和基于ISO 5835，ISO 6475和ISO 9268的金属医用骨螺钉的测试方法根据本文描述的实施例收集数据的测试装置；

图219代表根据ISO 5835，ISO 6475和ISO 9268的根据ASTM F543-17金属医用骨螺钉的标准ASTM F543-17标准规范和测试方法以及在工业上可商购的装置在本文中描述的实施例上收集的数据；

图220代表根据ISO 5835，ISO基于ASTM F543-17标准的金属医用骨螺钉的标准规范和测试方法在工业上可购得的装置根据本文中描述的实施例收集的数据；

图221代表根据ISO 5835，ISO的金属医用骨螺钉的ASTM F543-17标准规范和测试方法以及可在市场上购买的装置，在本文描述的实施例中收集的数据；

图222代表根据ISO 5835，ISO的ASTM F543-17金属医用骨螺钉的ASTM F543-17标准规范和测试方法以及可在市场上购买的装置，在本文描述的实施例中收集的数据；

图223代表根据ASTM F543-17标准规范可在工业上购买的装置和基于ISO 5835，ISO 6475和ISO 9268的金属医用骨螺钉的测试方法根据本文描述的实施例收集数据的测试装置；

图224代表根据ASTM F543-17标准规范在工业上可商购的装置和基于ISO 5835，ISO 6475和ISO 9268的金属医用骨螺钉的测试方法根据本文描述的实施例收集数据的测试装置；

图225代表根据ASTM F543-17标准规范以及在工业上可商购的装置和ISO 5835，ISO的金属医用骨螺钉的设计和测试方法在本文中所描绘的实施例上收集的数据。

具体实施方式

现在将参考附图描述本发明的特定实施例。然而，本发明可以以许多不同的形式来实施，并且不应被解释为限于在此阐述的实施例；本发明不限于所公开的实施例；相反，提供这些实施例是为了使本公开透彻和完整，并将本发明的范围充分传达给本领域技术人员。在附图中示出的实施例的详细描述中使用的术语并不旨在限制本发明。在附图中，相同的标号表示相同的元件。

本说明书描述了提供主动压缩系统的装置和方法的实施例，该系统压缩并固定骨段。在本发明的一个实施例中，整形外科骨系统的结构在***之前被预载，或者在***到期望的整形外科部位期间被有效地加载以在手术后在整个骨折上提供主动压缩，或在植入装置后进行手术后加载。在某些实施例中，主动压缩系统包括弹性的可扩张段。此外，远端部分和近端部分通过弹性的，可扩张的部分彼此连接，该可扩张的部分被构造成张紧并在远端部分和近端部分之间提供主动压缩。

在某些实施例中，提供了一种外科手术，与当前的主动压缩螺钉相比，该外科手术采用了可能更少的步骤，长度变化可能至少为0-6毫米(mm)，并且能够提供0-1000牛顿(N)的轴向力，这样的轴向力可以是随时间变化的压缩，也可以不是。

此外，本文描述的实施例以及其他实施例提供一体的主体构造，可能是通过常见的制造技术制造的，因此可能会导致商品成本低于当前的主动压缩平台，并且有可能将设计缩小到至少2.0毫米螺钉。

本申请参考2007年4月6日提交的US 8,048,134B2和2015年12月2日提交的国际申请PCT/US2015/063472，其全部内容通过引用并入于此。

如本文中所使用的，以下阐述的术语具有本领域技术人员已知的以下相关定义。“螺距”是从螺纹上的一个点到下一个螺纹上的对应点的距离，平行于螺钉的纵轴测量。直螺纹上的“螺距直径”，是指假想圆柱体的直径，其表面穿过螺纹，使得螺纹的宽度和螺纹之间的间距相等。锥形螺纹上的“螺距直径”，即距垂直于假想圆锥体轴线的参考平面的给定距离的直径，其表面将在这样的点处穿过螺纹，以使螺纹的宽度与圆锥表面切开的空间的宽度相等。

“导程”是指螺纹在旋转一圈时平行于轴线测量的距离。在单螺纹螺钉上，导程和螺距是相同的。在双螺纹螺钉上，导程是螺距的两倍；在三螺纹螺钉上，导程是螺距的三倍。“大直径”是外螺纹或内螺纹的最大直径。“小直径”是螺纹的最小直径。“根”是对应于外螺纹的小直径和内螺纹的大直径的螺纹表面。也定义为连接两个相邻螺纹牙侧面的底面。本发明的接合特征或螺钉的端部可以具有任何这样的特征以帮助促进临床治疗，例如自切割、自攻螺纹、防旋转和/或防后退特征、反向切割螺纹，以及有助于将部件锁定在板、杆、钉子或其他螺钉上的轮廓或特征。

一般而言，本文公开的是骨固定或连接装置，其可以包括第一部分，第二部分和至少一个轴向张紧部分或特征。如本文所用，术语“骨固定装置”，“骨融合装置”，“医疗装置”，“装置”，“连接构件”和“植入物”可以互换使用，因为它们本质上描述了同一装置。如本文所用，术语“扩张”，“加载”，“受力”，“拉伸”和“加长”可以互换使用，因为它们本质上描述了相同的特征或状态。如本文所使用的，术语“松弛”，“卸载”，“减少”，“塌陷”和“缩短”可以互换使用，因为它们本质上描述了相同的特征或状态。同样，术语“主动”，“主动”，“动态”，“动态”和“非被动”可以互换使用，并具有相同的含义，即在加载时施加连续的力，这些术语可以互换使用。

此外，相应的一个或多个***工具也可以称为“工具”或“器械”，并且这些术语可以互换使用。在此详细说明和以下权利要求中，“近端”，“远端”，“前”，“后”，“内侧”，“外侧”，“上”和“下”这些词是根据其根据自然骨的相对位置或参考方向指示骨或植入物的特定部位的标准用法定义的。例如，“近端”是指植入物的最远离***端的部分，而“远端”是指植入物的最接近***端的部分。至于定向术语，“前”是指朝向主体前侧的方向，“后”是指朝向主体后侧的方向，“中”是指朝向主体中线的方向，“横向”是朝向主体的侧面或背离主体中线的方向，“上”是指上方的方向，“下”是指另一物体或结构下方的方向。

在以下描述中，阐述了某些具体细节，以便提供对本发明的主动加压矫形外科螺钉系统或装置和方法的各种实施例的透彻理解。然而，相关领域的技术人员将认识到，可以在没有这些具体细节中的一个或多个，或者具有其他方法、组件、材料等的情况下实践本示例性系统和方法。在其他情况下，未示出或详细描述与骨科螺钉系统相关联的公知结构，以避免不必要地混淆本示例性实施例的描述。

如在本说明书和所附权利要求书中所使用的，术语中心构件、可变形构件和可扩张构件应解释为包括具有正方形、圆形或长方形横截面的任何数量的构件，配置为存储能量。此外，如本文中所使用的，术语“可滑动地联接”应被广义地解释为包括允许两个构件之间的相对平移的任何联接构造，其中该平移可以是线性的、非线性的或旋转的。

除非上下文另外要求，在随后的说明书和权利要求书中，“包含”一词及其变体，例如“包括(comprises)”和“包括(comprising)”应开放式解释，包括“包括但不限于”的包容性含义。说明书中对“一个实施例”，“某些实施例”或“实施例”的引用是指结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在至少一个实施例中。说明书中各个地方出现的短语“在一个实施例中”不一定全都指同一实施例。此外，在一个或多个实施例中，可以以任何适当的方式组合特定公开的特征，结构或特性。

本文所使用的术语仅是出于描述特定实施例的目的，并不旨在限制本发明。如本文所使用的，单数形式“一”，“一个”和“该”也旨在包括复数形式，除非上下文另外明确指出。还将理解的是，术语“包括”(以及包括的任何形式，例如“包括(comprises)”和“包括(comprising)”)，“拥有”(以及任何形式的拥有，例如“具有(has)”和“具有(having)”)，“包含”(以及任何形式的包含，例如“包含”和“包含”)和“包含(contain)”(以及任何形式的包含，例如“包含(contains)”和“包含(containing)”)是开放式链接动词。结果是，一种“包括”，“具有”，“包括”或“包含”一个或多个步骤或元件的方法或装置具有那些一个或多个步骤或元件，但不限于仅具有一个或多个步骤或元件。同样，“包括”，“具有”，“包括”或“包含”一个或多个特征拥有一个或多个特征但不限于仅具有那些一个或多个特征的方法或装置的步骤。此外，以某种方式配置的装置或结构至少以这种方式配置，但是也可以以未列出的方式配置。

在本文中，将在构造成稳定骨的接骨螺钉组件的背景下，仅出于易于解释的目的来描述本主动压缩矫形外科手术骨科接合构件或螺钉系统。鉴于本文的公开内容，对于本领域技术人员而言显而易见的是，本文公开的方法和结构旨在用于多种骨，骨折和融合中的任何一种。例如，本系统和方法的骨固定装置适用于手的多种骨折和截骨术，如指间和掌指关节固定术，横指和掌骨骨折固定术，螺旋指骨和掌骨骨折固定术，斜指骨和掌骨骨折固定术，髁间指骨和掌骨骨折固定术，指骨和掌骨截骨术固定术以及本领域已知的其他方法。

使用本系统和方法的骨固定装置也可以稳定各种各样的指骨和跖骨截骨术以及足的骨折和融合。这些尤其包括远端干骺端截骨术，例如Austin和Reverdin-Laird所描述的那些，基部楔形截骨术、斜骨干、手指关节固定术以及本领域技术人员已知的多种其他方法。利用本示例性系统和方法，也可以固定和稳定腓骨和胫骨踝骨折、胫骨远端骨折和腿骨的其他骨折。可以根据本系统和方法，通过使本文中公开的主动压缩螺钉系统中的穿过第一骨部件，穿过骨折并进入第二骨部件中以固定骨折，来治疗上述各项。

用于提供主动压缩系统以压缩和固定骨段的装置和方法的一种这样的实施例具有整体的连续结构，并且通过将螺钉状主体驱动到待融合的骨段中来产生压缩力。根据一个实施例，一种用于主动压缩多个骨段的整形外科骨固定装置包括：位于装置远端的第一段或第一部分，位于装置的近端的第二段或第二部分，以及具有第一和第二端的弹性段或部分。弹性段的第一端联接到第一段，并且弹性段的第二端在扩张状态下联接到第二构件、弹性构件或弹性部分，构造成施加将第一构件和第二构件或部分拉在一起的力。弹性构件以及远端和近端段或部分被构造为一个整体的连续构件或结构。

公开了一种用于***并稳定具有第一和第二区域的骨材料的植入物。植入物包括轴，该轴包括纵轴、近端部分、可扩张的中心部段或部分以及远端部分。近端和远端部分可分别在其上形成近端和远端螺纹。近端和远端螺纹分别具有较小和较大的直径。近端螺纹的短直径可以等于或可以不等于远端螺纹的长直径。植入物的杆身可具有设置在近端和远端之间的不带螺纹的可扩张内侧部分，其将近端和远端部分分开并且长度可变。当通过旋转将螺钉植入物***骨材料中时，近端部分和远端部分分别接合第一区域和第二区域，以在它们之间提供压缩，该力然后可以拉长或可以不拉长可扩张的内侧部分。

人们期望骨融合和骨固定装置和植入物的状态的进步以及与体内受损或骨折的骨的临床表现有关的外科治疗是可取的。主动压缩除了可以抵抗骨吸收外，还有助于消除角度不对中。本发明的某些实施例提供了用于治疗患有患病或受损骨的患者的骨固定装置或骨融合装置，该骨固定装置或骨融合装置包括具有可扩张压缩特征的构件。一方面，本发明提供了一种骨固定装置，其包括构件和至少一个轴向和/或径向可变形的特征或部分，该特征或部分定位在远端和近端之间。

根据一个实施例，本发明的植入物是加压植入物并且是骨螺钉。当将骨螺钉拧入骨的两个区域中时，远端螺纹部分和近端螺纹部分分别可螺纹地接合骨的两个区域中的每一个并稳定骨并潜在地提供轴向力以拉长中心部分。

在某些实施例中，将骨螺钉装置在其整个长度上插管以允许与合适的导丝和插管工具一起使用以进行钻孔和驱动。在另一个实施例中，为了压缩诸如骨碎片之类的两种间隔开的材料，可以在主螺钉和副螺钉上预先打孔，可以使用螺丝刀将螺钉穿过骨折线拧紧，无论中心部分是否伸长。一旦螺钉段就位，就可以使用单独的驱动器将远端螺钉部件进一步旋转或旋转到位，并引起骨碎片的压缩并延长中心可扩张段。

本发明的系统和方法提供了一种矫形螺钉系统，该矫形螺钉系统被配置为在接合的骨段上提供用于融合的术后“主动”压缩力。如本文所使用的，术语“主动的”应被解释为是指被配置为提供主动压缩力的系统。而不是“被动”紧固件，该紧固件会产生压缩力，但本身不会提供动态压缩力。本发明的装置的伸长在其所接合的骨段上提供了连续的轴向压力，直到伸长减小到其静止或非扩张状态为止。骨组织和装置将保持在由装置施加的力的动态相互作用中，直到此时骨屈服或重塑为组织和装置之间的零应力关系或减小应力关系为止。

在某些实施例中，在足够的轴向载荷下，本发明的装置在长度上拉伸或可扩张。因此，即使随着时间的推移在融合表面处骨的塌陷或塌陷，该装置也可以在融合表面处维持一定量的压缩力。与锁定刚性控制相比，横向截骨术的动态化或轴向压缩已显示出增加了扭转稳定性和骨折部位的最大扭矩。

本发明的主动压缩设计的动态性质允许在融合表面处进行受控的轴向压缩，这有可能导致应力屏蔽的减小。相比之下，已知装置的实心设计以及带螺纹螺钉和钉子设计是静态锁定的，因此会产生更大程度的应力屏蔽。本发明的应力屏蔽的这种降低有利于改善骨愈合和融合。

本发明的细长压缩段的实施例表示一种固定装置，其可以在一段时间内向固定结构提供主动压缩。施加在骨上的力可能具有适应因骨开裂、移动和/或吸收而发生的变化的能力。本发明的装置的细长压缩段在融合界面上产生动态或残余压缩力。该动态力可以随时间调整，以适应由于表面变化、骨质疏松、外科医生施加、过早负重或存在植骨材料而导致的任何潜在间隙。

根据另一个实施例，根据本发明的主动压缩螺钉系统也可以用于将组织或结构附接到骨，例如在韧带重新附接和其他软组织附接过程中。固定装置还可以用于将缝合线附接到骨上，例如在各种组织悬挂程序中的任何一种中。例如，根据一个实施例，可以通过采用本发明的装置将诸如胶囊，肌腱或韧带的软组织固定在骨上。

本发明的装置和方法还可以用于将诸如网眼的合成材料附接到骨上，或将诸如张量筋膜的同种异体移植材料附接到骨上。在这样做的过程中，材料的固位可以通过图中所示的主动压缩骨科螺钉系统的扩大的头部来实现，以接受缝合线或其他材料以促进这种附着。本发明的主动加压矫形外科螺钉的能力可以防止螺钉松动，从而降低附着的组织或结构从骨中过早释放的可能性。螺钉长度变化的能力可能进一步使骨免受施加的拉力的应力，因此，在该示例中，应力屏蔽了与骨的连接机制，从而更好地实现了骨螺纹界面的更好或更强或更一致的长期保留。

本发明的螺钉植入物的组合特征可导致改善的压缩性能，因为螺钉将更有效地产生骨或组织压缩。这种螺钉植入物可用于多种类型的外科手术中，例如，截骨术中涉及到两个分开的同一块骨、关节固定术将两个或多个骨连接在一起，以及通过螺钉将骨和其他材料固定在适当位置的移植物固定。

根据另一个实施例，在拉伸、扩张、加载或受力状态下，可扩张或可变形构件的长度通过轴向力而增加。轴向力导致在可扩张或可变形的构件或部分中形成的支柱的挠曲，以在支柱之间获得增加的分离距离，然后从原始的未扩张的或未拉伸的状态导致构件长度的整体增加。轴向平移的距离或量可以从小位移到大位移变化，这取决于多个变量和所需的性能特征。

这些性能特征变量包括但不限于：可扩张或可变形构件或部分支柱的宽度，支柱长度，端部切槽的半径，切槽的宽度，可扩张或可变形构件的外径，可扩张或可变形构件的内径，沿可扩张或可变形半径的槽数构件，切槽的形状，切槽的角度，沿可扩张或可变形构件的轴向长度的槽数，可扩张或可变形构件的数量，可扩张或可变形构件的层数，多个构件的构造，沿槽的样式可扩张或可变形部件或部分的长度，沿其长度的开始和结束槽的位置，可扩张或可变形部件的总长度，材料，形成可扩张或可变形部分或部件的材料的表面处理，表面质量，可扩张或可变形构件的加工轮廓，以及这些变量彼此之间的比率和/或关系。术语穿孔和切槽及其复数形式在本文中可互换使用。

本发明实施例中要控制的期望特性可以包括但不限于：施加以恢复或获得长度的轴向力的量，施加以增加轴向长度或拉伸或加载构件的轴向力的量，沿构件的轴向位置可变的长度变化量，力的变化量与长度变化的比例，整个构件沿轴线的径向弯曲刚度，扭转刚度，各个支支柱构件的分离，材料的弹性极限，在骨组织中的啮合，部件在骨中的***力，部件的可移动性，部件在骨组织中/通过骨组织的迁移，部件在骨组织中迁移的阻力，构件的生物相容性，构件在程序上的易用性，构件易于制造，构件的成本，用于构造构件的元素数量以及用于构造构件的制造过程。

穿孔或切割特征中涉及许多变量，这些变量可能会影响结构的轴向张力，弯曲刚度和扭转刚度。本发明的装置的可扩张或可变形部分的穿孔或切割特征可以采用无限数量的单元设计的排列，例如已经描述的以及包括但不限于这些。菱形、波形、非均匀形状、正弦形、槽、椭圆形或圆形。这些可能的实施例中的一些的说明性示例至少可以在图88-112中看到。这些穿孔或切槽图案可沿长度方向重复或沿长度方向变化，多个形状和尺寸可沿长度方向或围绕圆周组合在同一构造中。支柱的尺寸可以沿长度变化。构件的横截面还可以具有无限数量的单元设计的排列，诸如现有技术已经证明的以及本领域技术人员已知的排列，这些包括但不限于：圆形、正方形、椭圆形等，这些特征和尺寸可沿本发明装置的长度改变壁厚和横截面。

在某些实施例中，增加支柱长度会增加给定负载条件下的变形量。这是有利的，因为增加的长度变化适应了随时间推移的骨组织的较大变化。然后可以减小作为压缩施加的力的量，这可以是期望的特性，这取决于期望的载荷分布。末端切槽的半径会影响支柱的应变，并增加或减少可恢复变形的量。穿孔或切槽的宽度可促进或多或少的构造灵活性。该宽度也会影响制造工艺，从而使更宽的槽(例如机器铣削)或窄槽的激光切割成为可能。

可扩张或可变形部分或构件的外径可通过增加或减少所涉及的结构材料的量以及改变弯矩来影响结构的整体刚度和轴向张力。可扩张或可变形部分或构件的内径可以通过增加或减少所涉及的结构材料的量来影响构造的整体刚度和轴向张力，它也可以影响用于制造构造的制造过程。内径还可影响用于促进本发明实施例的施加方法的组装构件或其他特征。

沿着构件的半径的狭槽的数量也影响由构件产生的轴向张力，和/或构造的弯曲刚度。使用更多的较短长度的槽或较少的较长长度的槽或围绕半径不均匀分布的槽都可以促进构造的期望行为。穿孔或切槽的形状可通过影响结构在负载下的局部变形来影响结构的轴向张力，弯曲刚度和扭转刚度。切槽相对于构件的轴线以及相对于构造体的半径的角度可以促进不同的弯曲行为。沿构件轴向长度的槽的数量、槽的密度、槽的样式、沿长度的槽的位置、槽所覆盖的区域的总长度也会影响本发明实施例的期望性能。沿长度方向的槽数越多，给定设计的长度变化越大。圆周上的槽越多，对于给定的设计和长度，长度变化就越少。理论上，围绕圆周形成的槽的数量定义了与结构平行的弹簧元件的数量。假定支支柱宽度恒定，则由于可用的支支柱长度短，圆周上的单元数或数量越大，每个弹簧的弹簧常数越高。沿着长度的更多单元有效地减小了弹簧常数，从而允许结构增加了拉伸长度。

采用多个可扩张或可变形部分或多个构件有助于实现期望的设计意图。例如，通过采用嵌套或分层的可扩张或可变形部分或构件，可将柔性层和非柔性层同心地一起使用以产生轴向柔性和弯曲刚性构造，反之亦然。本发明的实施例采用整体构件，或者可以由几个不同的构件构成，并且以刚性形式或以在多个主体之间留有自由度的方式接合在一起。这些单个构件的长度可以通过增加或减少所需的行为来影响性能。轴向，外部分层或内部分层的构件的位置也可以用来控制本发明实施例的行为。

材料也可以用作变量；弹性的，刚性的，可吸收的，生物相容的以及本领域技术人员已知的任何其他材料可以单独使用或与其他材料组合使用以产生所需的特征组。材料的表面处理也会对结构的行为产生影响。这些变量彼此之间的比率和/或关系可以由本领域技术人员根据本发明公开的精神而变化，并且所有组合都被认为包含在本公开中。

本文进一步详细描述的发明实施例以及在任何一个图中描述和示出的变量可以与所有其他示例一起使用，所述所有其他示例可以是示例性的，文本中捕获的或本领域技术人员已知的。

另一个实施例是这些轴向拉力构件从中心轴线的径向直径增加和/或缩小的能力。通过增加组织界面或手术的便利性，该功能还可产生额外的临床益处。调节所有这些变量以在给定的长度上产生所需的轴向或纵向张力的能力在延长的时间内不超过组织中的末端保持特征的阻力，这将有助于促进愈合。

本发明包括提供主动压缩系统的装置和方法的实施例，该系统压缩并固定骨段；具有单一的连续结构；通过将螺钉状的主体打入骨段；可以提供超过0.5mm的压缩力，在某些实施例中，可以吸收超过6mm的骨吸收力；可以提供0-200N的轴向压缩力；可以将压缩轴向力传递超过1小时，并可能在传递到骨后长达48小时或更长时间；可以随时间传递不同数量的轴向压缩力；可以传递选定的轴向压缩力；可以随时间传递不同数量的轴向压缩力；直径可以是2-20mm。

本发明包括提供主动压缩系统的装置和方法的实施例，该系统压缩并固定骨段；具有单一的连续结构；通过将螺钉状的主体打入骨段；可以提供压缩力。

在某些实施例中，本发明方法包括将螺钉状主体驱动到骨段中，然后激活轴向压缩力。

在某些实施例中，本发明方法包括将螺钉状的主体驱动到骨段中并且将主体传送到骨段中，该轴段具有轴向力产生构件，该轴向力产生构件基本上在主体的整个长度上。

在某些实施例中，本发明的方法包括将螺钉状的主体驱动到骨段中并且将主体传送到骨段中，所述骨段具有在主体的长度的限定区域中的轴向力产生构件；具有单一连续结构，通过K线传送；或具有一体的整体连续结构；或具有空心结构；或者通过将主体输送到具有轴向力产生构件的骨段中，该轴向力产生构件利用穿孔或切割特征来获得轴向张力。

本发明的装置和方法提供了一种主动压缩系统，其压缩并固定骨段；具有单一的连续结构；通过将螺钉状的主体打入骨段。螺钉状的主体具有轴向力产生构件，该构件利用穿孔或切割特征来获得轴向张力，并利用主体的螺纹区域和螺纹区域与骨的接合来预载轴向张力。替代地，螺钉状主体具有轴向力产生构件，该轴向力产生构件利用穿孔或切割特征来获得轴向张力，并且利用输送机构来产生轴向预紧力。替代地，螺旋状主体具有轴向力产生构件，该轴向力产生构件利用穿孔或切割特征来获得轴向张力，并且利用内部构件来产生轴向预紧力。

本发明的装置和方法提供了一种主动压缩系统，该系统以整体邻接结构压缩并固定骨段，该一体邻接结构具有轴向力产生构件，该轴向力产生构件利用穿孔或切割特征来实现轴向张力，并使用可吸收材料。替代地，轴向力产生构件利用由形状记忆合金SMA或在植入装置的制造中通常使用的其他材料制成的结构。

本发明的装置和方法提供了一种主动压缩系统，该系统压缩并固定骨段，该骨段具有沿着中心轴弹性变形的能力，超过了任何材料的实心螺钉可能会弹性变形的能力。这种变形能力允许超出当前可用选项或解决方案的临床应用以及可受益于提供轴向移动配置的组织固定装置的临床应用。

本发明的装置和方法提供了设计成围绕拐角弯曲或传递扭矩的螺钉。

本发明的装置和方法提供形成为弯曲，弯曲或螺旋形的螺钉，并且以直形安装或输送。

本发明的装置和方法提供了由PEEK或其他材料制成的螺钉。

本发明的装置和方法提供了在伸长状态下加工的螺钉，然后形成为缩短状态。

本发明的装置和方法在螺钉头上提供锁定特征，以与板、杆和/或钉一起工作。

本发明的装置和方法提供了螺钉设计特征，其与或不与板、杆和/或钉一起使用。

本发明的装置和方法提供了在脊柱应用中使用的螺钉。

本发明的装置和方法提供了形成有扩张的中心部分的螺钉，该扩张的中心部分大于远端和近端螺纹。

本发明的装置和方法提供了实心螺钉、空心螺钉、带头螺钉。

本发明的装置和方法提供被动螺纹特征，以防止退回、反向切割螺纹。

本发明的装置和方法提供了具有比远端大的中心部分的螺钉，该螺钉能够在远端施加扭矩；一驱动器一直穿过近端螺纹和中心部分***远端的插口中，以帮助装置扭转。

本发明的装置和方法提供外部或内部弹簧元件，以增加和/或存储和/或保持拉力，该拉力又在两个或多个组织段之间产生或提供压缩力。

本发明的装置和方法提供了混合螺钉；由多种材料制成的结构，例如但不限于聚合物加金属，将不同的合金组合到实施例的结构中。

本发明的装置和方法提供了一种紧固件，其没有明显的扩大的近端头部和/或在螺钉的整个长度上具有连续的螺纹直径，其中近端和远端螺纹可以具有相同的直径。

此外，本发明提供了组装骨固定装置的方法。

另外，本发明提供了使用骨固定装置来压缩骨段的方法。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被拉伸或延长的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。提供这种扩张和收缩或长度变化的机构包括横跨可扩张段的长度的连续缠绕构件。该缠绕构件包括围绕整个圆周的单个缠绕物。该缠绕构件包括跨越可扩张段的长度的多个缠绕构件。缠绕构件的形状和功能类似于矩形横截面的螺旋线圈弹簧。该缠绕切割图案的节距与扩张部分的弹簧常数直接相关。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被拉伸或延长的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。提供这种扩张和收缩或长度变化的机构包括横跨可扩张段的长度的连续缠绕构件或支柱。该缠绕物已集成到任何骨科螺钉设计中。这些螺钉具有标准的头部、带螺纹头部、自攻和切削螺纹轮廓、空心螺钉，任何直径的螺钉，任何长度的螺钉，例如直径2mm的螺钉，直径12mm的螺钉，长度20mm的螺钉，长度300mm的螺钉。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。提供这种扩张和收缩或长度变化的机构包括跨越可扩张段的长度的连续缠绕构件。缠绕部分是一个连续的主体，具有主体的远端螺纹部分和近端头部。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。提供这种扩张和收缩或长度变化的机构包括跨越可扩张段的长度的连续缠绕构件。缠绕部分是一个连续的主体，具有主体的远端螺纹部分和近端头部。缠绕方向与远端上的螺纹方向相同。缠绕方向与远端上的螺纹方向相反。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上，该实施例最初被拉伸或延长。主体的这种旋转受到限制的接合特征的限制。该旋转限制特征存在于缠绕物或支柱构件上。该旋转限制特征存在于缠绕构件的前缘上。该旋转限制特征存在于缠绕构件的后缘上。该实施例沿扩张部分具有1至100个旋转限制特征。该实施例沿主体的圆周具有1至100个旋转限制特征。该实施例具有沿着主体的圆周以均匀图案间隔开的旋转限制特征。该实施例具有沿着主体的圆周以变化的图案间隔开的旋转限制特征。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。该距离受到限制特征的限制。该长度限制特征存在于缠绕物或支柱构件上。该长度限制特征存在于旋转接合构件上。该长度限制特征存在于缠绕构件的前边缘上。该长度限制特征存在于缠绕构件的后缘上。该长度限制特征存在于旋转接合构件的前边缘上。该长度限制特征存在于旋转接合构件的后缘上。长度限制特征集成到旋转接合特征中。长度限制构件具有机械接合。长度限制特征具有滑动接合。长度限制特征具有楔入接合。长度限制特征具有卡扣接合。本发明沿扩张部分具有1至100个长度限制特征。本发明沿主体的圆周具有1至100个长度限制特征。本发明具有沿着主体的圆周以均匀图案间隔开的长度限制特征。本发明具有沿着主体的圆周以各种图案间隔开的长度限制特征。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续向骨段施加压缩力的能力，在该距离或长度上，该实施例最初被拉伸或延长。长度的这种变化可能超过整个构建体长度的20％。施加力的距离范围可以是车身总长度的0–20％，并且可以通过设计来设置。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。该距离受到设计的限制。该限制特征允许向骨段施加比扩张机构的弹力更大的压缩力。这通常称为预载。这样的一个例子是弹簧机构可以在3mm的距离上对骨段施加恒定或可变的50N压缩力。螺钉拉伸3毫米后，螺纹和骨组织的进一步啮合可能会在骨段之间产生200N的压缩力。由于骨在愈合过程中由于压缩载荷而重塑或吸收，因此200N的力将在不到1mm的骨吸收中分解，那么可扩张机构的弹力将以50N的力加载骨，直到3mm的拉伸减小到0mm，这可能会或可能不会发生。

本发明的装置和方法提供了在一定距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力，在该距离或长度上，实施例最初被拉伸或被拉伸，其拉伸长度受到干涉机制的限制。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力，其中，该实施例最初被拉伸或延长，具有旋转接合特征，该旋转接合特征限制了沿扩张部分的长度的旋转量。这些旋转接合特征可以使得扩张机构的长度能够改变。这些旋转接合特征可以抵抗扩张机构的长度变化。这些旋转接合特征可以限制加载期间扩张机构的旋转位置变化。

本发明的装置和方法提供了在一定距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力，在该距离或长度上，该实施例最初被拉伸或加长了具有消除应力的切割图案以允许大的变形。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被压缩或缩短的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。该距离受到设计的限制。该限制特征允许向骨段施加比扩张机构的弹力更大的压缩力。这通常称为预载。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被压缩或缩短的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。该距离受到设计的限制。力产生构件是压缩弹簧。力产生构件是压缩垫圈。力产生构件是压缩波形弹簧。弹簧机构位于螺钉构件或骨接合构件的外部。弹簧机构位于骨表面。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被压缩或缩短的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。该距离受到设计的限制。力产生构件是压缩弹簧。力产生构件是压缩垫圈。力产生构件是压缩波形弹簧。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被压缩或缩短的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。该距离受到设计的限制。力产生构件是压缩弹簧。弹簧机构位于骨表面下方。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被压缩或缩短。该距离受到设计的限制。力产生构件是压缩弹簧。弹簧机构位于骨表面下方。弹簧机构位于保持构件的内部。保持构件接合骨和弹簧。弹簧力通过螺钉的头部传递到远端骨段。

本发明的装置和方法提供了在实施例最初被压缩或缩短的距离或长度上连续地向骨段施加压缩力的能力。弹簧力通过螺钉的头部传递到远端骨段。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。该距离受到设计的限制。弹簧力通过螺钉的头部传递到近端骨段。弹簧力通过螺钉的远端螺纹传递到远端骨段。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。该距离受到设计的限制。弹簧力通过螺钉的头部传递到近端骨段。弹簧力通过螺钉的远端螺纹传递到远端骨段。连接装置的该部分抵抗在骨段界面的区域上弯曲。螺钉的延伸穿过骨折骨的部分在非扩张部分结束。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上该实施例最初被拉伸或延长。扩张部分具有切槽图案。切割图案具有相对于轴线成一定角度的梁构件。切割的图案梁比主体的周长短。切割图案的连续主体具有弯曲的梁和连接节点。弯曲的梁产生弹力以达到治疗效果。梁的切割图案围绕主体的圆周交替倾斜。随着主体加长，相对梁角彼此发散。在轴向拉伸载荷期间，梁两端的节点的轴向分离距离相对增加。用作弹簧的梁构件作为机构串联。

本发明的装置和方法提供了在一段距离或长度上连续施加压缩力到骨段上的能力，在该距离或长度上，该实施例最初被拉伸或延长。扩张部分具有切槽模式。切割图案具有相对于轴线成角度的梁构件，类似于正弦图案。在轴向拉伸载荷下，梁构件偏转成较小的角度或变形为笔直的构造。在两端连接到主体的梁构件与骨组织接合。梁构件在正弦图案的顶点处具有周向支撑构件。梁构件的直径从其相对起始直径开始减小。梁构件的直径从其相对起始直径开始增加。作为弹簧的梁构件平行地作为机构。

本发明的方法和装置具有由不与主体的中心轴相交的切割路径形成的特征。具有切割特征的本发明的方法和装置在相对于中心轴线正交的平面或轴线上产生一个边缘表面相对于相邻边缘表面的重叠。本发明的方法和装置相对于正交于中心轴线的线或平面在整个切割路径上具有可变的切割角度或平面。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有支柱或弹簧缠绕构件的特征在于，所述特征具有基本限制支柱或弹簧缠绕构件围绕装置的纵向中心轴的旋转的特征，这是由于沿装置的纵向中心轴输入到装置的扭转力导致的，在装置的纵向两端旋转通过或进入患者组织，例如骨质、速率和频率基本相同。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有具有特征的杆或弹簧缠绕构件的支柱，当特征被置于旋转载荷和/或轴向载荷下时，该特征限制支柱或弹簧缠绕构件绕装置的纵向中心轴线的扭转和/或旋转位移或变形。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，其具有支柱或弹簧缠绕构件，其具有在将轴向变形施加到装置上时限制装置位移的特征。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有轴向长度限制特征的支柱或弹簧缠绕构件，该轴向长度限制特征具有两个不同的斜率变化的载荷曲线。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有轴向长度限制特征的支柱或弹簧缠绕构件，该轴向长度限制特征可以设计成在给定载荷下限制变形量。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有轴向长度限制特征的支柱或弹簧缠绕构件的杆，该轴向长度限制特征还限制相邻的支柱或弹簧缠绕构件的扭转位移。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有能够使轴向平移或变形直至装置的预定尺寸的特征的支柱或弹簧缠绕构件，例如轴向长度或圆周，此时特征会突然抵抗这种变形。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有支柱或弹簧缠绕构件的特征在于，其中，不管施加到装置的旋转输入的方向如何，该特征都限制支柱或弹簧缠绕构件的变形或挠曲，即具有允许装置在患者组织内交替轴向移位而不会阻塞或束缚装置的特征。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有限制扭转旋转的特征而不在装置的两个轴向上施加轴向载荷或阻力的特征的支柱或弹簧缠绕构件。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有限制扭转变形或变形并增加装置的整体扭转强度的特征的支柱或弹簧缠绕构件。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有限制轴向偏斜或变形并增加装置的整体轴向强度的特征的支柱或弹簧缠绕构件。

本发明的某些实施例提供了诸如骨固定装置的装置，具有带有限制装置的扭转和轴向变形并增加装置的整体扭转和轴向强度的特征的支柱或弹簧缠绕构件的部件。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其允许设计的长度变化的伸长为2mm或更大，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置之类的装置，其允许在设计的长度改变期间装置的相邻特征之间的最小摩擦。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其允许在设计的长度改变期间装置的相邻特征之间的最小摩擦，并且具有将长度改变限制为设计的延伸的特征。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的最小摩擦，并且具有将长度变化限制在设计的延伸范围内，然后抵抗装置的进一步轴向载荷的特征。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的最小摩擦，并且具有将长度变化限制在设计的延伸范围内，然后抵抗装置的进一步扭转载荷的特征。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，具有在设计的长度变化期间使装置的相邻特征之间的摩擦最小的特征，并且具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步的轴向和扭转载荷。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的最小摩擦，并且具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，并且具有最小的弯曲。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的最小摩擦，并具有将长度变化限制到设计的延伸范围的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，并且由于楔形特征而具有最小的弯曲。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的摩擦最小，并具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，由于接合特征基本上平行于装置的纵向中心轴线，因此具有最大的弯曲度。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的摩擦最小，并具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，由于接合特征基本上平行于装置的纵向中心轴线，并且具有较大的浮雕或切割图案间隙，因此具有最大的弯曲度。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的摩擦最小，并具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，并且由于较小的凸纹或切割图案间隙而使弯曲最小。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的摩擦最小，并具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，且由于小于0.0015英寸的小凸纹或切割图案间隙而使弯曲最小。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其在设计的长度变化期间允许装置的相邻特征之间的摩擦最小，并具有将长度变化限制在设计的延伸范围内的特征，然后抵抗装置的进一步轴向载荷，并且由于较大的凸纹或切缝间隙大于0.005英寸而具有最大的弯曲度。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，允许设计的长度变化为1mm或更大，2mm或更大，3mm或更大，4mm或更大，5mm或更大，6mm或更大，7mm或更大，8mm或更大，9mm或更大或10mm或更大，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了装置，例如骨螺钉或固定装置，其允许设计的长度变化为2mm或更大，能够从具有0.118英寸柄直径的超过1000N的轴向载荷中完全恢复，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了装置，例如允许设计长度变化为2mm或更大的接骨螺钉或固定装置，能够以0.118英寸的柄直径从超过1.7N/m的扭转载荷中完全恢复，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了装置，例如接骨螺钉或固定装置，其允许设计的长度变化为2mm或更大，能够从0.11000英寸柄直径的超过1000N的轴向载荷中完全恢复，并在2mm长度变化的收缩过程中施加20-60N的力，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其允许设计长度的改变，并具有完全从等于等轴直径的实心轴螺钉的轴向载荷中恢复的能力，并在长度变化的收缩期间施加适合于促进最佳骨愈合的设计力，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了装置，例如接骨螺钉或固定装置，其允许设计长度的改变，并具有完全从等于等轴直径的实心轴螺钉的扭转载荷中恢复的能力，并在长度变化的收缩期间施加设计力，以促进最佳的骨愈合；而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

本发明的某些实施例提供了装置，诸如骨螺钉或固定装置之类的特征，其特征是允许设计长度的改变，并具有与等轴直径相同的实心轴装置等效的轴向和扭转载荷的能力，并且在长度变化的收缩期间施加设计力，该设计力适合于以在装置的相邻特征之间产生最小摩擦的方式促进最佳治疗。

本发明的某些实施例提供了诸如骨螺钉或固定装置的装置，其允许进行设计上的长度变化，并能够完全从轴向载荷中恢复，而轴向载荷相当于等直径的实心轴螺钉，并在长度变化的收缩过程中施加适当的设计力，以促进最佳的骨愈合，该力可以小于100N，可以小于90N，可以小于80N，可以小于70N，可以小于60N，可以小于50N，可以小于40N，可以小于30N，可以小于20N或可以小于10N，而不会在装置的相邻特征之间产生摩擦。

取决于直径，切割部分的长度，沿着长度的特征的数量，壁厚和特征尺寸，本文包含数据范围的实施例可以被完全设计用于其他数据范围。

本发明的某些实施例提供了装置，例如接骨螺钉或固定装置，其由一体式结构制成，可以使用设计长度的轴向压缩，并可以限制或控制具有可变厚度和几何形状的激光切割特征的扭转位移，轴向位移，弯曲位移，其几何形状超出了其产生的梁厚度。

尽管这里已经详细描述和描述了本发明的实施例，但是对于本领域技术人员显而易见的是，在不脱离本发明的范围的情况下，可以进行各种修改，增加和替换。

附图的详细说明

图1-3描绘了本发明的一个实施例的表示，其中将以收缩或缩短状态示出的构件100***骨构件101和102中，然后将骨构件101和102带到彼此或拉向彼此，提供压缩轴向张力或力。骨构件101和102可以表示一根被分成两块的骨或两根要融合在一起的骨。骨可以例如是皮质或松质骨或两者。

在操作中，利用提供完成该动作所需的力的机械仪器，机构或工具103将接合构件100驱动到骨构件101和102中。该力可以是旋转构件100并施加轴向力以促进构件100拧入骨构件101和102中的力。在***或放置构件100之前，可以将骨构件彼此放置或不放置成彼此紧邻。骨构件101和102可以预钻或可以不预先钻有导向孔，以利于骨构件101和102的放置。

骨构件101和102可以但不一定需要具有在放置构件100之前***的构件104，这里将其描绘为诸如K线的轴向构件。可以放置K线104以帮助促进骨构件101和102相对于彼此的固定。K线或构件104可充当空心构件100的轴向对准引导件。构件104可以用或可以不用空心钻头过度钻孔，作为预钻步骤，达到有助于构件100放置的直径。

在某些实施例中，如图2所示，构件100的轴向长度发生变化，如构件200所示。长度变化发生在构件200的可变形或可扩张段202的全部或一部分上。在***骨构件101和102之前，可以将这种长度变化赋予收缩或缩短的构件100。可选地，在***骨构件101和102期间，可以将这种长度变化赋予收缩或缩短的构件100。可替代地，可以通过动作或通过由输送机构103施加在收缩或缩短的构件100上的力来将长度的这种改变施加到收缩或缩短的构件100上。或者，长度的这种改变可以通过动作或通过由输送机构103施加在收缩或缩短的构件100上的力结合骨构件101和102施加的***阻力而施加到收缩或缩短的构件100上。

图2中所示的加长的或轴向细长的构件200在骨构件101和102上施加压缩力，该压缩力将骨构件101和102彼此拉近。图2中所示的细长构件200通过机构将力施加到骨构件101和102上，例如，其中形成在构件100、200的外部上的螺纹106接合骨构件101和102以及构件100、200的头部108，并且螺纹106的螺距组合地起作用，在两个骨构件101和103上施加压缩载荷或力，以帮助促进骨愈合或融合。

图2所示的细长构件200将力施加到骨构件101和102上，以便在延长的时间段内，例如在1到72小时的时间段内施加主动或连续的力。该时间段可以是细长构件200的力从表示为构件200的伸出状态缩回到表示为构件100的缩回状态的时间长度。缩回的时间将部分地由骨构件101和102施加到构件100、200的接合构件或螺纹106上的反作用力控制。缩回的时间和相关的力将部分地由骨材料的性质进一步控制，骨材料的性质由构件100、200通过螺纹106和，部分地，通过使得部件100、200的长度可调节的特征。

控制产生的压缩力和相关的收缩周期的机制可以例如包括但不限于施加到骨构件101和102上的力的量；通过植入物构件100、200的接合特征接合的骨材料的量，例如通过螺纹106；以及骨构件101和102与植入构件100、200之间的界面的表面积。将持续的压缩力施加到骨构件101和102上的延长的和可调节的时间段促进骨构件101和102一起愈合和/或形成熔合或结合301。

除了由构件200产生的急性压缩载荷外，构件200的存储能量或力还可以随时间表现出连续的载荷和/或吸收骨材料。所存储的压缩能量或预紧力提供了穿过骨元素的压缩力，有助于愈合或融合过程。可以以几种方式将预载荷施加到接合构件100、200中。在将预紧力***骨构件101和102之前，可以将预紧力赋予构件100、200。可以通过将构件100、200***骨构件101和102中的动作来施加预紧力。构件100、200上的接合特征(例如螺纹106)可以在这种情况下工作，这种方式的方式是，构件100、200的尖端或远端110以超过构件100的近端或头部103的前进的速率前进，因此，将导致由构件200表示的构件100的轴向力并导致其伸长，其细节将在本文中进一步描述。

图3示出了构件300，其代表构件200的松弛的，收缩的状态，其中预载荷随着时间的流逝而消散，以帮助促进骨构件102和101之间的结合或愈合。这种卸载可能会在延长的可调节时间段内发生。这种卸载和收缩可以发生在几毫米的骨吸收上或通过几毫米的骨吸收发生。如图3所示，骨构件101和102之间的融合301在愈合期间通过保留和持续的压缩力得到极大的帮助。

图4是本发明的连接构件的一个实施例与标准螺钉之间的某些差异的图形表示。垂直轴以百分比表示施加到骨段上的压缩力。水平轴表示骨吸收的时间或量或骨段的距离变化。与标准螺钉或当前可用的压缩螺钉相比，本发明的装置可以在更大的长度变化上显示出压缩力。此功能直接与在活组织环境中较长时间向骨传递压缩力有关。随着组织的重塑或吸收达到零应力状态，不断变化的长度可以在更长的时间内施加压力。该图描绘了标准螺钉401和主动压缩螺钉402之间的差异。

该压缩负荷虽然有益于愈合，但也产生称为沃尔夫定律的效果，该定律认为骨通过增加密度来应对负荷，以应对负荷。如果负荷超过生理规范的负荷，并且在急性点或集中应力点处，骨将以将应力点减小到周围骨的应力的方式重塑。使用标准螺钉会很快发生这种情况。通过使用标准压缩螺钉施加在骨上的载荷将在短暂或剧烈的压缩期内解决，因为螺钉的长度不会改变，因此解决焦距应力所需的重塑量很小和/或受限制。本发明与该效果相反，在于当骨重塑时，本发明的连接构件的长度将继续变化，从而产生压缩力，该压缩力将持续更长的时间和/或更大的骨组织重塑距离。

一般而言，当弹簧从其静止位置伸展时，其施加的反作用力大约与其长度的变化成比例。弹簧的刚度或弹簧常数大约等于弹簧所施加力的变化，除以弹簧挠度的变化。也就是说，它是力与挠度曲线的斜率或斜率。拉伸弹簧的速度以力除以距离表示，例如磅/英寸，lb./in或牛顿/米，N/m。线性弹簧是力与位移之间呈线性关系的弹簧，这意味着力和位移成正比。线性弹簧的力与位移的关系图将始终是斜率恒定的直线。典型的压缩螺钉会产生这种现象。典型的压缩螺钉的长度不会改变，或者长度只会改变很小。典型的压缩螺钉和螺旋弹簧机构的弹簧特性主要取决于形成典型的压缩螺钉或螺旋弹簧的材料的剪切模量。

相反，本文公开的装置的某些实施方案表现出非线性行为。非线性弹簧在力和位移之间具有非线性关系。显示非线性弹簧力与位移的关系图将更加复杂，并且斜率会发生变化。基于支柱或梁弯曲以及基于超弹性材料的材料特性，本文公开的发明装置的弹簧或可变形部分的特性产生相对于其位移非线性变化的力。本发明的装置和方法提供了通过轴向拉伸弹性势能在至少两个组织构件上施加压缩力的构件，该轴向拉伸弹性势能是通过利用束弯曲和超弹性材料的材料特性产生随位移非线性变化的力的机构释放的。

图5和图6描绘了本发明实施例的另一种表示，其中将具有压缩区域502的骨元件501聚集在一起，并随时间用螺钉构件500进行压缩。在图5中，示出了螺钉构件500具有处于扩张/拉伸/加载/状态604的可变形部分602。图6示出了处于压缩/未扩张/卸载状态606的构件500的可变形部分602，其中当螺钉构件500的可变形部分602从扩张状态604过渡到最终的压缩状态606时，在箭头505所示的方向上向骨501的压缩区域502施加了压缩力。

图7-10显示了其中可以利用本发明的某些实施例的解剖结构。本文公开的方法和结构旨在用于多种骨和骨折中的任何一种。例如，本示例性系统和方法的骨固定装置可应用于手的多种骨折和截骨术，如指间和掌指关节固定术、横指和掌骨骨折固定术、螺旋指骨和掌骨骨折固定术、斜指骨和掌骨骨折固定、踝间指骨和掌骨骨折固定术、指骨和掌骨截骨术固定术以及本领域已知的其他方法。使用本示例性系统和方法的骨固定装置，还可稳定多种趾骨和跖骨截骨术和足部骨折。

这些尤其包括远端干骺端截骨术，例如Austin和Reverdin-Laird所描述的那些，基部楔形截骨术、斜骨干、指关节固定术以及本领域技术人员已知的多种其他方法。利用本示例性系统和方法，也可以固定和稳定腓骨和胫骨踝骨折、胫骨远端骨折和腿骨的其他骨折。可以根据本系统和方法，通过使本文中公开的主动压缩螺钉系统中的一个穿过第一骨部件、穿过骨折并进入第二骨部件中以固定骨折，来治疗上述各项。

图12-15显示了本发明的某些实施例。更特别地，图12和图14描绘了具有处于拉伸，扩张，加载，受力状态1204的可变形部分1202的构件1200的实施例，其中构件1200的长度1201通过轴向力而增加。相反，图13和图15描绘了具有处于收缩，未扩张，未加载，无应力状态1206的可变形部分1202的构件1200，其中构件1200的长度1205相对于长度1201减小。轴向力导致支柱1400的挠曲，如图13所示，以在相邻支柱1400之间获得增加的分离距离1401，从而相对于图15所示的长度1402增加了构件1200的长度1201，如图14所示。轴向平移的距离或量可以从小位移到大位移变化，这取决于多个变量和所需的性能特征。

这些性能特征变量包括但不限于：支柱宽度，支柱长度，构成支柱的端部切槽的半径，切槽宽度，构件的外径，部件的内径，沿部件半径的槽数，切槽的形状，切槽的角度，沿构件轴向长度的槽数，构件数，构件层多个构件的配置，沿长度方向的槽图案，长度方向上开始和结束位置的位置，构件的总长度，材料，材料的表面处理，加工的型材，这些变量彼此之间的比率和/或关系。

本发明实施例中要控制的期望特性可以包括但不限于：施加以恢复长度的轴向力，轴向力以增加轴向长度或拉伸或加载构件，沿构件轴向位置变化的长度变化量力变化量作为长度变化的比率，整个构件沿轴的弯曲刚度，各个支支柱构件的分离，材料的弹性极限，参与骨组织，构件***骨的力，构件的可移动性，构件在骨组织中/通过骨组织的迁移，部件在骨组织中迁移的阻力，构件的生物相容性，构件在程序上的易用性，构件的易于制造，构件的费用，构造构件的元素数量，构造实施例的制造过程。

本发明的连接构件1200的直径可以是1mm-20mm，构件1200的长度可以是例如从4mm到超过400mm。拉伸构型1204的距离1201与向上延伸的构件1200的距离1206之差在构件1200的总长度的0.2％-20％或更大的范围内。如图14和15所示，支柱1400之间的长度1401和1402的变化或差异部分地有利于伸展构型1204的距离1201和上伸构件1200的距离1206之间的差异。支柱1400之间的长度1401和1402的变化或差异可以是松弛长度1401的0.1％到超过200％。尺寸也适用于本文公开的本发明的连接构件的其他实施例。

图16-18描绘了本发明的另一个实施例。图17是沿着图18所示的线A-A的中空构件1500的截面图。线A-A也可以指示穿过构件1500的纵轴。构件1500是具有沿可变形部分1701的长度加工的槽1702的螺纹螺钉。螺钉1500的远端末端具有切割特征1803，三导1802，过渡区1801，单导锥形头部1800，驱动器接合特征1700。驱动接合特征1700可以采用任何普通的紧固件接口，例如，平头，飞利浦(Philips)，六角头，星形头，六叶形或其他。在某些实施例中，单头锥形头部1800和三头螺纹1802的螺距的差异可提供在将构件1500驱动到骨中时拉伸构件1500所需的轴向力。图17的截面图进一步示出了整个装置是一个整体构件。与其他主动压缩螺钉相比，该整体构件可以在一台制造机器上制造，从而大大降低了本实施例的商品成本。

图19和20示出了图16-18中所示的构件1500的另一种表示。图20描绘了拉伸构造2000，其中长度的改变量沿着构件1500的可变形部分1701的长度是可变的。图19描绘了构件1500的可变形部分1701的收缩构造1900。在某些实施例中，本发明构件的可变形部分沿可变形部分的长度均匀变形。在某些实施例中，变形沿构件的长度是可变的。从状态1900到状态2000的长度变化量或程度可受本文先前描述的变量影响。扩张状态2000还可促进周围骨组织整合到装置中，这可能是有助于稳定骨融合所需要的。

扩张状态2000还可以促进材料从内径到周围骨组织的布放。生物制剂、抗生素、骨移植物、BMP、骨胶合剂、药物以及用于帮助促进骨愈合的任何其他材料可以通过构件1500的扩张特征或本文公开的任何实施方案的扩张特征进行部署。

图21、22、23和24示出了本发明的另外的实施例，其中，构件采用例如具有三导程螺距的远端螺纹部分和具有渐缩的单点螺纹的近端头部。植入时，远端螺纹部分和头部的螺距差产生沿轴线的力，该力可以拉伸此处所示的中间部分而没有螺纹，并且具有允许在轴向力下改变螺钉体长度的切割特征。在某些实施例中，理想的是使中心可变形部分2002没有螺纹，以使螺钉的一部分能够穿过骨而不会对该部分施加摩擦，这可以促进在远端螺纹部分和构件的头部之间施加压缩载荷。

图21和22示出了处于伸展和放松状态的同一装置2110。图23和24示出了处于伸展和放松状态的同一装置2120。装置2110采用具有宽度2101的支柱，该支柱比具有宽度2300的装置2120的支柱厚。对于给定的力，该差异可导致可变形部分2002的不同变形。例如，图21所示的装置2110可以相对于长度2100延长2200的距离，但是对于相同的负载，图23所示的装置2120可以相对于长度2300延长2400的距离。从长度2300到2400的长度变化大于从长度2100到2200的长度变化。切割特征中涉及许多变量，这些变量可能会影响结构的轴向拉力，弯曲刚度和扭转刚度。切割特征可以采用无限数量的单元设计排列，例如菱形，波形，不均匀，正弦形，槽，椭圆形或圆形。在图83、84、87、88、90、91和92以及其他附图中也可以看到这些实施例中的一些的说明性示例。

这些图案可以沿长度方向重复或沿长度方向变化，可以沿长度方向或围绕圆周在本发明装置的相同构造或可变形部分或部分中组合多个形状和尺寸。支柱的尺寸可以沿着特定支柱的长度和相应的可变形部分的长度变化。构件的横截面还可以具有无限数量的单元设计排列，例如已经证明的排列，包括但不限于圆形、正方形、椭圆形，对称和不对称。特征和尺寸可以在壁或材料厚度以及横截面上变化。

对于给定的负载条件，增加支柱长度可以增加变形量。这可能是有利的，因为可以增加整个结构的整体变化，因此长度的变化可以适应随时间变化的较大的骨组织变化。然后可以减小作为压缩施加的力的量，这可以是期望的特性，这取决于期望的载荷分布。

端部切槽的半径可影响支柱的应变并增加或减少可恢复的变形量。切槽的宽度可以促进或多或少的构造的灵活性。该宽度也会影响制造过程，从而使更宽的槽缝(例如机器铣削)或狭窄的槽缝激光切割成为可能。

构件的外径可通过增加或减少所涉及的结构材料的量并改变弯曲力矩来影响构造的整体刚度和轴向张力。构件的内径可通过增加或减少所涉及的结构材料的量来影响构造的整体刚度和轴向张力，还可能影响用于制造构造的制造过程。内径还可影响用于促进实施例的应用方法的组装构件或其他特征。

沿着构件的半径的槽的数量可以影响由构件产生的轴向张力，和/或构造的挠曲刚度。更多的较短长度的槽或较短长度的较少槽或围绕半径不均匀分布的槽都可以促进构造的期望行为。切槽的形状可通过影响结构在载荷下的局部变形来影响结构的轴向张力、弯曲刚度、扭转刚度。切槽相对于构件的轴线以及相对于构造体的半径的角度可以促进不同的弯曲行为。

沿着构件的轴向长度的槽的数量、槽的密度、槽的图案、槽沿长度的位置以及由槽覆盖的区域的总长度也可以影响实施例的期望性能。通过具有嵌套或分层的构件，多个构件可用于促进期望的设计意图，其中柔性层和非柔性层一起形成轴向柔性和弯曲刚性构造。该实施例可以由一体的构件形成，或者可以由几个不同的构件构成，并且以刚性形式或以在多个主体之间留下自由度的方式接合在一起。这些单个构件的长度可以通过增加或减少所需的行为来影响构件的性能。轴向，外部分层或内部分层的构件的位置也可以用来控制实施例的行为。

材料也可以用作变量；弹性、坚硬、可吸收、生物相容的材料以及任何其他材料都可以单独使用或与其他材料组合使用，以产生所需的功能集。材料的表面处理也会对结构的行为产生影响。这些变量彼此之间的比率和/或关系可以由本领域技术人员根据本发明公开的精神来改变，并且出于简洁的考虑，所有组合被认为包含在本公开中。在此进一步详细说明的示例性示例是简要的示例性示例，并且任何一个图中的变量都可以与所有其他示例一起使用，无论是示例、文本中描述的还是本领域技术人员已知的。

图25-28示出了本发明的另一个实施例，其中装置2800的远端部分和近端部分采用了有助于向装置2800施加纵向力或拉应力的特征。图26描绘了具有被描绘为螺纹2601的接合特征的中心轴向构件2600。螺纹2601与互补特征接合，例如，在装置2800的内部形成的螺纹2701，如图25、27和28所示。通过中心轴向构件2600的螺纹2601和装置2800内的螺纹2701的接合，可以将轴向力施加到构件2800。

该机构允许以压缩或拉伸方式施加轴向力，并且这可以在将螺钉***骨中之后，或者仅在***远端末端之后，或者在螺钉***之前进行。可能希望在***骨组织之前将压缩应力或拉应力预载到螺钉植入物上。然后将需要在整个植入过程中保持该预紧拉伸。有许多获得和保持加载或拉伸状态的方法，但这只是一种可能的实施例。

图29，30和31示出了本发明的另一个实施例，其中构件2902的远端内部有螺纹，例如以上关于图25-28所示的实施例所描述的。在本实施例中，为了施加轴向力，螺钉构件2902的头部3004被捕获或保持。保持螺钉2902的头部3004的这种说明性方法只是一种可能的解决方案。夹头2901装配在头部3004上，夹头2901的指状件的内表面形成为适合于头3004的外部轮廓。压缩套筒2900在夹头2901上轴向前进，以将头部3004捕获在夹头2901的指状件内，如图30所示。螺钉2902由驱动机构3002绕着轴线旋转，该驱动机构穿过夹头2901并与头部3004的接合部分接合，例如关于图16中所示的实施例描述的驱动接合特征1700。

通过将相反的力施加在带螺纹中央构件2903上，将轴向力压在夹头构件3001和/或驱动构件3002上，从而将轴向力施加到螺钉构件2902。取决于在将装置***骨的过程中何时施加轴向载荷条件，这三个部件可以协同作用以沿螺钉2902的长度施加拉伸伸长力或压缩缩短力。夹头2901和/或驱动机构3002可以控制螺钉头绕轴线的旋转。带螺纹中央构件2903也能够控制螺钉2903绕螺钉2902的轴线的旋转。夹头2901可替代地可以在施加轴向力的同时允许螺钉在夹头2901内旋转。驱动构件3002是在此作为示例示出的可选构件。

可以在将螺钉2902***骨之前，之中或之后将带螺纹中央构件2903引入螺钉中。各个压缩套筒2900，带螺纹中央构件2903，夹头2901和驱动机构3002的长度使得对于给定的过程，构件2902的控制是期望的，可能与允许并以适当顺序施加期望的力的机构耦合。构件2902与先前示出的构件相似，但是本文公开的任何给定实施例或组合可以与该机构一起使用以实现期望的结果。

图32，33和34示出了本发明的另一个实施例，其中，连接构件3200的远端内部有螺纹，例如上面关于图25-28所示的实施例所描述的。该实施例说明了另一种方式，其中轴向和旋转载荷沿着并围绕其轴线施加到连接构件或螺钉主体。除了或代替任何其他接合特征，驱动器构件3201采用螺纹3204。螺纹3204接合螺钉3200的头部3208上的螺纹3206。然后，驱动器构件3201和中心螺纹构件3210可以沿构件3200的长度以压缩或拉力施加轴向力。

替代地，构件3200的远端的内表面可被减小直径或减小直径，并且中央螺纹构件3210的外表面可具有相应的增大或增大的直径。阶梯状特征干涉使得中央螺纹构件3210不轴向超出螺钉3200中的阶梯状特征。这种结合将允许沿螺丝的长度在螺丝刀的长度上通过中心构件在螺丝刀和螺丝的尖端之间施加轴向张力。通过使螺纹不旋转地接合在螺钉和中心构件上，可以实现相同的效果，从而允许施加单向轴向载荷。

图35和36示出了本发明的另一个实施例，其中，连接构件3500的远端内部有螺纹。例如上面针对图25-28所示实施例所描述的，以及如针对图29-31所示实施例所描述的筒夹机构，进一步与关于图32-34所示的实施例描述的螺纹驱动器特征相结合；作为组合本文公开的任何和所有特征的说明性示例。

图37-39示出了本发明的另一实施例，其中装置3700采用类似于可变形部2002的可变形部，而没有关于图21-24所示实施例所描述的螺纹。可变形部分3702采用切槽特征3704。图38示出了处于拉伸或拉紧状态的装置3700的可变形部分3702的这种切槽特征3704，并且图39示出了处于图38且处于未拉紧状态的装置3700的可变形部分3702的这种切槽特征3704。相反地，如果构件3700的初始状态是扩张状态的初始状态而闭合，减小状态需要轴向力以获得图39所示的压缩状态，则构件3700的应变和松弛状态可以相反。上述替代构造可以并且确实适用于本文公开的所有实施例。

构件3700的长度变化量是切槽特征3704的尺寸(例如宽度)变化的结果或函数。这也是沿构件3700的长度或纵轴采用的切槽特征3704的数量的函数。整形骨螺钉的构造可以使用许多常见的材料来改变各个槽的宽度，包括但不限于钛，不锈钢，钴铬合金，SMA(形状记忆合金)，镍钛合金，镁，塑料，PEEK，PLLA，PLGA，PGA和其他合金。所需的变化量可能在0毫米到10毫米以上的范围内，具体取决于机制的应用和程序的应用。

图40，41和42示出了本发明的另一个实施例，其中装置4000采用了类似于关于图21-24所示的实施例描述的可变形部2002的可变形部。在某些应用中，可能希望将轴向力施加到装置或螺钉4000上并保持该负载，直到需要释放负载的时间点为止。本实施例仅仅是将有助于这种应用的机制的一个示例。构件或螺钉主体4000采用沿轴向定位在构件4000的远端部分和近端部分中的容纳特征4002，在图40和42中将其描绘为孔或孔。接收特征4002被设计成接收互补特征或穿过中央构件4100的孔4104定位的销4106。

在螺钉处于加载或拉伸状态的过程中，特征4106***到中心构件4100的孔4104中并接收螺钉4000的特征4002。在某些实施例中，特征4106由生物相容的材料制成，但是具有保持螺钉的加载或拉紧状态所需的材料特性。材料包括但不限于螺钉和中央构件可以由其构造的所有材料，并且在某些实施例中，由任何生物可吸收材料或本文列出的任何其他材料概念形成。在操作中，驱动器4008施加轴向旋转力以将螺钉4000扩张到骨中，并且中心构件4100组装在螺钉4000内。然后可以通过施加轴向或旋转的附加力从螺钉4000上取下中心构件。该力将剪切掉螺钉构件4000的接收特征4002中的构件4106。然后可以根据需要将中央部件卸下。

替代地，在其中销4106由生物可吸收材料形成的实施例中，螺钉构件4000可以以拉伸状态被植入，并且在植入后经过规定的时间量，销钉被人体吸收，并且在骨或骨碎片之间施加轴向压缩力以促进愈合和/或融合。

图43和44示出了本发明的另一个实施例，其中，螺钉构件4300采用构件4302以提供抵抗螺钉构件4300相对于轴线A-A的径向弯曲或弯曲的能力。构件4302可以是例如套筒或管，该套筒或管被施加在采用切槽4308的可变形部分4304的外径上。套筒4302可以自由浮动或附接到螺钉4300，以允许螺钉构件相对于套筒构件4300的长度仍然改变。例如，套筒4302可以一点或一端附接到螺钉4300。可以施加套筒构件4302，然后将其焊接或结合到其自身，以便围绕螺钉构件4300的一部分形成连续的周向构件。可替代地，套筒构件4302可以拧到螺钉上，然后驻留在没有螺纹的区域中。套筒构件4302可以由与螺钉相同的材料或本文所述的任何其他材料制成。套筒构件4302可进一步采用有助于维持螺钉构件4300的预紧力的特征。

图45和46示出了本发明的另一实施例，其中，螺钉部件4500使用填充部件4502，该填充部件4502部分地占据由切槽4508形成的空间或空隙4510，从而限制了螺钉构件4500改变或减小长度的能力。构件4502除了占据由切槽4508形成的空间或空隙之外，还可覆盖螺钉构件4500的外表面4504和/或填充螺钉构件4500的内部4606的全部或一部分。

填充构件4502由在***主体组织或暴露于主体组织时会改变物理和/或化学性质的材料形成。在某些实施例中，填充构件4502由可溶解的、可生物吸收的、可再吸收的、无定形的、可降解的、可溶的、柔性的、可熔融的和/或可分解的材料形成。在某些实施例中，填充构件4502由性质改变的材料形成，使得其变成或转变成强度不足以抵抗施加在限定由切槽4508形成的空间或空隙4510的相对的支柱上的压缩力的状态。替代地，填充构件4502由材料特性改变的材料形成，使得它不再存在于由切槽4508形成的空间或空隙4510中。

可通过材料选择和/或调节材料配方来控制形成填充构件4502的材料允许支柱移动并施加压缩力的速率。取决于应用，可能期望在植入之后立即或之后立即施加压缩力。可能促进这种作用的材料可能类似于糖，盐或其他生物相容性可溶性材料。所需的施力速度可能会持续数周或数月，其中可吸收的材料可以促进这种行为，例如聚乳酸-乙醇酸(PLGA)；聚乙醇酸(PGA)；聚乳酸(PLA)；聚己内酯(PCL)以及可以通过将它们组合而成的各种共聚物。可以使用诸如胶原蛋白、羟基磷灰石、磷酸钙、聚氯乙烯、聚酰胺、硅酮、聚氨酯和水凝胶之类的材料，因为它们也可以配制成随时间变化的材料特性。有许多本领域技术人员已知的用于材料吸收和分解的方法，这些方法在概念上并入本文。

在某些实施例中，形成填充构件4502的材料是柔性材料，其只能被压缩到已知尺寸，但是可以拉伸或伸长。该实施例可用于帮助赋予径向弯曲刚度，但不限制可扩张构件的延伸特性。

一般而言，本实施例除了采用形成连接构件或螺钉的一种或多种材料之外，还采用其他材料，在一种状态下具有足够的刚性，以在***组织时将装置的可变形部分的切槽的支柱保持在一个位置，然后，在该***之后，附加材料具有第二种状态，在该状态下，该材料会更改属性，以使支柱或槽具有克服附加材料的力的力，调整速度的范围从不到一分钟到几个月不等。

图47-49示出了本发明的另外的实施例，其中，连接构件或螺钉4800采用可***螺钉4800的内腔4806内的内部构件4802，以增加构件或螺钉4800的径向刚度。内部构件4802可位于植入构件4800的整个长度内或小于构件4800的整个长度的一部分内。在植入体内之前，期间或之后，将内部构件4802添加或***到螺钉构件4800中。内部构件4802可以是实心的或空心的。图47描绘了具有带有工具接合特征4814的螺纹头4804的实心构件4802。如图48所示，在组装期间，将构件4802***到构件4800的内腔4806中，并且其延伸长度超过螺钉4800的可变形部分4808的长度。旋转内部构件4802的带螺纹头部4804以接合形成在螺钉4800的头部4812内的接收特征4810。为了将内部构件4802和螺钉4800结合在一起或将其与机械互锁特征相结合，机械互锁特征仅作为示例示出。

图49所示的实施例类似于上述以及图47和48所示的实施例，并且在内腔4806内采用干涉特征4902，该干涉特征4902在内部构件4802的带螺纹头部4804***并接合在形成于螺钉4800的头部4812内的接收特征4810时干涉或抵抗内部构件4802，从而使可变形部分4808被拉伸或预载。干涉特征4902可以采取缩小的直径或阶梯的直径的形式，该直径减小或阶梯状地抵抗内部构件4802的进一步***，而没有螺钉4800的可变形部分4808的扩张。然后，螺钉4800可以在内部构件4802被预先***的情况下被部署到骨中，并且因此螺钉4800被预先加载。

在递送螺钉4800时，内部构件4802可被移除，这将释放预载荷并允许可扩张段4808通过远端和近端外部螺纹构件向组织施加主动压缩载荷。不必完全去除内部构件4802即可完成该激活。可以设计内部构件4802的长度和头部螺纹4804的深度，使得可以在不从螺钉4800的头部移除的情况下将内部构件4802旋开所需的可扩张段的缩短距离。这种情况允许内部构件4802被保持以便提供例如径向刚度。内部构件4802可以是空心的或实心的，以更好地促进导线上的程序植入。如上所述，可以使用一件式空心驱动器或嵌套的两件式空心驱动器通过K线进行组装。

内部构件4802可以由如前所述随时间可溶解的材料制成。

干涉特征4902还可以成形为与驱动器特征接合，以通过帮助将扭矩载荷分配或承载至螺钉的远端和/或将轴向载荷或螺钉的轴向载荷或拉伸来帮助促进输送。驱动器特征的横截面可以是任何有助于负载转移的横截面，例如但不限于；六角形、星形、飞利浦形、开槽形或其他。

图50所示的连接构件或螺钉5000的实施例采用定位在构件5000的内腔5004内的空心构件5002。空心构件5002向远端延伸的长度超过可变形部分5006的长度。空心构件5002位于表面凹口或配合特征5008中，该表面凹口或配合特征5008的直径大于螺钉5000的内腔5004的直径。直径差可以等于或等于插管构件5002的侧壁的厚度，使得插管构件5002的存在不能有效地减小管腔5004的直径。在某些实施例中，配合特征5008在管腔5004中加工。空心构件5002的长度比配合特征5008的长度略短，以允许螺钉主体中的轴向长度变化。配合特征5008可以以许多不同的方式***内腔5004中，包括但不限于：采用在内腔5004内塌陷然后扩张的切割管构造；以及在内腔5004内扩张并随后扩张的切割管构造。采用螺纹管构造，该螺纹管构造被传递到配合特征5008的螺纹中；采用围绕部件连接的多部分螺钉5000；以及本文所述的所有其他构造方法。

图51-54显示了本发明的另外的实施例，其中构件5100采用允许远端螺纹部分5102独立于或独立于近端头部5304旋转地旋转的特征组。螺钉构件5100采用用于将远端螺纹部分5102***骨中的工具接合特征5106，多个偏转构件5108之一和头部保持特征5110。近端头部5304采用工具接合特征5412和接收特征5414。近端头部5304的接收特征5414被配置成接收螺钉构件5100的头部保持特征5110，以便将远端螺纹部分5102纵向和径向地联接至近端头部5304。同时允许远端螺纹部分5102和近端头部5304之间的旋转自由，例如通过唇部和凹槽配置。

可以通过以不同或相同的速率顺序旋转远端螺纹部分5102和近端头部5304来实现对装置5100的加载；同时以不同或相同的速度旋转远端螺纹部分5102和近端头部5304。在植入之后，通过进一步旋转远端螺纹部分5102或近端头部5304，而另一部分保持静止。或者通过沿相反的方向旋转远端螺纹部分5102和近端头部5304。嵌套驱动器组或独立驱动器可用于独立地接合螺钉构件5100的工具接合特征5106和近端头部5304的工具接合特征5412。

在图53和54中示出了具有螺纹的近端头部5304，但是不必包括螺纹。可以通过一个或多个偏转构件5108的径向，向内偏转来促进将远端螺纹部分5102组装或附接到近端头部5304。从而允许近端头部5304的接收特征5414和远端螺纹部分5102的头部保持特征5110接合。

为了清楚起见，图51-54所示的螺钉5100被示为采用诸如关于图50所示的套管构件5002所述的套管构件。然而，螺钉5100可以但不是必须采用这样的空心构件，并且被示出为仅采用这种作为所构想的发明特征的各种组合的示例。

程序实现的一个示例：驱动远端5102，其可以拉长中心部分5100，本体相对于近端5304旋转但是被连接。当近端5300旋转并保持静止时，第一驱动器可能使用特征5106接合远端构件5100并在远端螺纹5102接合骨时伸长中心。可以***管的第二驱动器接合近端5304和第一驱动器，从而有效地将远端和近端驱动到骨中相同的距离，同时保持预载和主动压缩。

可替代地，整个螺钉体可以一次被驱动到骨中，然后远端5102可以被进一步独立地驱动，从而有效地延长了可扩张段并产生了轴向载荷。

图55-59显示了本发明的另一个实施例，其中，接合构件5600的轴向力可以源自或通过采用中央构件5502来辅助。如图55、57和58所示，中央构件5502具有远端接合特征5504(例如螺纹)和近端头部5506。如图57-59所示，连接构件或螺钉5600具有远端部分5608，近端头部5610，介于其间的可变形部分5612和内腔5722。虽然螺钉5600的近端头部5610被示出为带螺纹，但是近端头部5610无需带螺纹。

远端部分5608具有与中央构件5502的远端接合特征5504互补的内部接合特征5714，并且近端头部5610具有内部接合特征5716，该内部接合特征5716与中心构件5502的近端头部5506的外部互补。连接构件或螺钉5600具有第一状态，该第一状态具有长度5618，如图56和57所示，其中可变形部分5612处于伸长或扩张状态。连接构件或螺钉5600具有第二状态，其长度为5920，如图58和59所示，其中可变形部分5612处于缩短或压缩状态。

在一个实施例中，中央构件5502***内腔5722，并且(1)中央构件5502的远端接合特征5504与螺钉5600的远端部分5608的内部接合特征5714接合，例如旋转(2)中心构件5502的近端头部5506与螺钉5600的近端头部5610的内部接合特征5716接合。这些接合可以发生在螺钉5600植入骨质中之前或之后。这些接合限制了中心构件5502通过螺钉5600的内腔5722向远端的前进。中心构件5502相对于螺钉5600的连续旋转或接合在中心构件5502上施加了轴向张力，同时在螺钉5600上施加了轴向压缩力。取决于形成中央构件5502和螺钉5600的材料的相对弹性模量，可以实现几种不同的结果。

例如，如果中心构件5502的弹性小于螺钉5600的弹性，接合动作将导致螺钉5600从伸长状态5618缩短或压缩到缩短状态5920，分别如图56和59所示。如果中央构件5502比螺钉5600更具弹性，则接合动作将导致拉伸的中央构件5502的延长或拉伸，并因此向螺钉5600施加轴向压缩力。取决于螺钉5600和/或螺钉5600的可变形部分5612的设计，被拉伸的中央构件5502施加到部件上的力，然后，这可以导致施加到骨的压缩力，该压缩力通过螺钉5600的远端部分5608和近端头部5610传输。螺钉5600的长度的这种改变的速率将取决于中心构件施加在组件上的力的大小。中心构件可以例如由诸如镍钛诺的具有高弹性模量的材料构成，并且螺钉构件可以例如由用于整形外科植入物的任何合适的材料制成。

在某些替代实施例中，中心构件5502的近端头部5506具有与螺钉5600的近端头部5610的内部接合特征5716的螺纹互补的螺纹，类似于上述和图47-49所示的实施例。螺纹远端接合特征5504和中心构件5502的螺纹近端头部5506的螺距之差可以使得通过螺纹5600的内腔5722，近端头部5506比带螺纹远端接合特征5504前进得更快。由此，导致沿螺纹构件5600的轴向拉应力。螺钉5600的加载状态的长度将类似于或大于图56所示的长度5618。在该实施例中，螺钉构件5600将与本文所述的其他实施例一样具有弹性可扩张段5612。将中央构件5502施加到该描述的构造中将使可变形部分5612伸长。可以将构造物***骨中，然后可以去除中央构件5502，从而释放可扩张段的轴向压缩。

图60-63示出了本发明的另外的实施例，其中接合构件6000类似于本文中呈现的其他实施例，并且还采用了具有功能的附加特征6002和/或6204，通过增加构件6000的头部6003的有效直径，以增加将螺钉构件6000的头部6003穿透或设置到期望的组织或骨所需的力的大小。这些实施例使得能够将更大的轴向力施加到螺纹构件6000，从而更容易地加载螺纹构件6000的可变形部分6004。构件6002可以是与螺钉6000的头部6003相关联的非一体的或一体的扩大的唇，边缘或凸缘。特征6204是与螺钉6000不一体的独立部件，螺钉6000具有诸如弹簧垫圈的形式，其通过施加附加的轴向张力而增加了系统上的压缩力。特征6204允许螺钉构件6000相对于特征6204独立旋转。特征6002和6204可以彼此独立地或在本文公开的任何连接构件上彼此组合地使用。

图64-71示出了本发明的另外的实施例。这些特征被描绘为代表性的，并且可以与本文公开的任何实施例一起采用或以其他方式组合。螺距，短径和长径的变量都可以调整，以使螺钉可以产生的压缩力最大化。结合可扩张的长度和有效的轴向张力功能，可以提高骨融合的临床疗效。图64示出了骨固定装置6400的侧视图，该骨固定装置6400具有处于非扩张状态的可扩张或可变形部分，锥形的小直径6402和可变螺距螺纹6401。图65示出了骨固定装置6500的侧视截面图，该骨固定装置6500具有处于非扩张状态的可扩张段6502，锥形的小直径6501，可变螺距螺纹和插管。

图66是骨固定装置6600的侧视图，该骨固定装置6600具有处于非扩张状态的可扩张段，可变的短径和长径以及三导螺距螺纹。图67示出了骨固定装置6700的侧视截面图，该骨固定装置6700具有处于非扩张状态的可扩张段6702，该可扩张段6702具有可变的短径和长径以及三重螺距螺距螺纹特征。图68示出了骨固定装置6800的透视图，该骨固定装置6800具有处于非扩张状态的可扩张段6802，可变的较小直径和较大直径6801以及三导螺距螺纹。图69是骨固定装置的透视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张部6901，可变的短径和长径，远端三导距螺距螺纹6900和可变的近端螺纹特征6902。

图70示出了骨固定装置的侧视截面图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的可扩张段7001，可变的大直径和小直径7002以及三导螺距螺纹7000。图71示出了骨固定装置的侧视横截面图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹可扩张段7101，可变的较小和较大直径，远端三导距螺距螺纹7100和可变的近端螺纹7102。

图72-79示出了本发明的又一个实施例，其中，连接构件或螺钉7200采用了螺旋形可变形部分或部分7202，预载构件7301以及输送和激活机构。图72示出了采用可扩张段7202，远端部分7201和带螺纹头部7203的螺钉7200。螺钉7200的实现是通过使用图73中所示的三个主要组件来实现的：螺钉7200，具有接合杆7302的螺旋预紧构件7301和具有接收部件7303的驱动器7304。图79以横截面示出了处于组装状态的部件。

图74描绘了驱动器7304，其与中心金属丝构件7401上的螺旋预紧构件7301接合。预载构件7301具有比螺旋形可变形部分7202的螺旋间隙宽度宽的支柱宽度。然后将预载构件7301旋转到螺钉7200中，并且将近端部分安置在螺钉7200的头部7203内。然后，可以将驱动器7304和中心线构件7401从组件中移除，如图75所示。然后可以将螺钉***预载的骨组织中。中央构件和驱动器可以附接到螺钉并被驱动到骨组织中。然后，螺旋构件可以沿相反的方向旋转并被移除，从而允许螺旋部分压缩地加载骨组织。

在替代实施例中，螺纹7200和螺旋扩张构件7202的外螺纹可以沿相反的方向螺纹连接。因此，当将螺钉的远端部分7201***骨组织中时，当螺钉的头部***组织中时，螺旋加载构件将扩张以产生加载状态。

图80-87示出了本发明的另外的实施例。主动压缩概念和相关的实施例也可以应用于除螺钉之外的其他构造。例如，在整形外科中通常使用杆来修复断裂的骨并熔断关节。本实施例示出了具有与跨轴螺钉或销接合的接收特征的杆。可替代地，该构造的一端或两端可以带有螺纹以接合骨组织，或者可以使任何先前描述的实施例接收跨轴构件。在本实施例中，使用夹具来促进将这些杆构件植入组织中的过程。

图80描绘了植入骨8005中的装置8000。装置8000采用可扩张部分8001，远端接合构件8004和8006，远端部分8003，近端部分8002以及近端接合构件8007和8008。图80、81、83和84示出了装置8000处于收缩状态8101，并且图82、85和87示出了处于扩张状态8201的装置8000。远端接合构件8004和8006以及近端接合构件8008和8007可以以诸如3和4或6和8的任何组合使用，并且可以定位在多个平面中或单平面。它们可以是带螺纹也可以是不带螺纹的，并且它们可以采用允许微运动的功能。它们可以是插槽，也可以具有网状结构。它们可以是本领域技术人员所知道的任何东西。

相反，如图81和82所示，实施例可以是具有不同激活机制的独立实施例，如本文先前所述。

图85-87示出了装置8000的扩张和收缩状态，以及一种通过使用部件8701和挡块8703和8702将装置8000从收缩状态转换为扩张状态的一种可能方法。例如，将挡块8703***构件8200中，然后将构件8701***装置8200的内腔中。止挡件8703限制构件8701的轴向向前推进，并且随着中心扩张构件8701的附加轴向推进力，可变形部分8001变得受力或纵向扩张。然后将止动件8702***装置8200内的锁定构件8701，并且至少暂时将装置8200固定在该扩张状态8201。然后，装置8200可以用于治疗骨折或融合。一旦使用接合构件8004、8006、8007和/或8008或任何合适的接合策略植入所需的解剖结构中，止挡件8703和/或8702被去除，溶解，削弱，剪切或某些其他合适的动作，其将允许构件8701沿轴向朝着远端横向延伸。因此，允许可变形部分8001缩回或折叠，并且装置8200的长度立即减小或在规定的时间段减小。

图88-93示出了本文公开的本发明的任何实施例的可扩张或可变形部分或部分中采用的切槽图案的实施例和配置。该图案可用于切割材料管以制造构件8800的全部或一部分。图88描绘了具有切槽图案8801的构件8800的平面图或一维图。图89和90是图88所示的切槽图案8801的一部分的逐渐放大。支柱9004之间的空间或空隙9002是不存在材料的区域。应该理解，图88-90可以类似地示出缠绕在管状构件周围的图案8801。

图91描绘了具有切槽图案9101的构件9100的平面或一维图。图92和93是图91所示的切槽图案9101的一部分的逐渐放大。支柱9304之间的空间或空隙9302是不存在材料的区域。应该理解，图91-93可以类似地示出缠绕在管状构件周围的图案8801。

在某些实施例中，图88-90所示的构件8800和图91-93所示的构件9100是相同的构件，它们在非扩张状态下(图88-90)和在扩张状态下(图91-93)采用相同的切割图案。换句话说，切割图案8801的扩张或加长可以导致切割图案9101具有比图88-90所示的切割图案8801的空间或空隙9302更大的内部空隙面积的空隙或空隙9302。

图94-101示出了在本文公开的本发明的任何实施例的可扩张或可变形部分或部分中采用的切槽图案的附加实施例和配置。将理解的是，图94-101中所示的切槽图案可代表用于形成管状结构或构件的切槽图案的平面或一维表示，或者可替代地，可代表已经形成为管状结构或构件的图案。图94示出了具有椭圆形切槽9402的切槽图案9400。椭圆形切槽9402可以在变形期间产生更高的支柱9401应力消除，并且有助于狭槽之间的材料或组织向内生长的整合。图95示出了采用大于和小于符号或横向人字形切槽9502的切槽图案9500。切槽9502可在变形期间产生交替的支柱9501应变曲线，并且可有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。

图96示出了采用交替的弯曲切槽9602的切槽图案9600。弯曲的切口狭槽9601在变形期间产生交替的支柱9602应变曲线，并且有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。图97示出了采用重叠的交替弯曲切槽9702的切槽图案9700。重叠的交替弯曲切槽9702在变形期间产生交替的支柱9701应变曲线，并且有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。图98示出了采用重复间断的弯曲的弯曲切槽9802的切槽图案9800。重复的中断的弯曲切槽9802在变形期间产生交替的支柱9801应变分布，并且有助于不同的轴向和扭转刚度分布。图99示出了采用纵向“S”或弯曲的切槽9902的切槽图案9900。纵向弯曲的切槽9902在变形期间产生交替的支柱9901应变曲线，并且有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。

图100和101示出了采用纵向或纵向“S”或弯曲的对称重复切槽10002的切槽图案10000。切槽10002在变形期间产生交替的支柱10001应变曲线，并且有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。切槽图案10000可以例如用于形成螺钉构件10006的螺旋形扩张或可变形部分10003。可变形部分10003的切槽图案10000的切槽10002可以在与构件10006的螺纹10004相反的方向上定向。在将螺钉10006的远端***骨组织中之后，在将螺钉10006的头部10008***组织中时或之前，螺旋形可变形部分10003产生加载状态。

图99，图100和图101也可以被配置为使得在构件的装载和卸载时，可扩张10003部分的直径可以增大或减小。这可能有利于随着直径的增加而增加骨组织的界面，或者随着直径的减小而有助于促进在输送机构上的机械互锁。

图103是可能与本发明的实施例相关的各种材料的各种应力应变曲线的描绘。超弹性镍钛合金具有恒定的应力特征，在大应变下的加载和卸载曲线基本平坦。与用于制造螺钉的其他普通材料(例如钛合金或不锈钢合金)相比，超弹性镍钛合金模量与骨的模量非常相似。构建本发明的实施例产生了潜在地不会应力屏蔽骨的植入物。这允许设计在各种形状上施加恒定应力的装置。用于形成实施例的超弹性材料可以是形状记忆合金(SMA)，超弹性是SMA的独特性质。变形应变的初始增加会在材料中产生很大的应力，随后随着应力的持续引入而达到一个稳定的平台。随着应变减小，应力再次趋于平稳，从而提供了基本恒定的应力水平。超弹性材料的这种特性允许在将本发明的实施例***期望的骨段之前或之后将其预载有压缩力。

根据本发明的一个实施例，用于形成实施例的超弹性材料包括但绝不限于镍和钛的形状记忆合金，通常被称为镍钛诺或包含超过百分之五十的镍的合金。根据一个示例性实施例，这些实施例可以由镍钛合金形成，因为镍钛合金可以在人体温度下提供低的恒定力。可以优化镍钛诺，使其在人体温度下处于超弹性奥氏体相。这是通过将奥氏体终点温度Af设置在98.6华氏度以下来实现的。理想地，这将在螺钉加工之后进行，以便退火任何残余应变。此外，镍钛诺的伸长率降低幅度约为10％，大约等于整形外科医师的沉陷率。然而，将理解的是，许多材料可以用于本文公开的实施例的构造。

图102和图104-107显示了通常改变的螺钉或连接构件特征，以在各种应用中使紧固件的效率最大化，这些应用包括但不限于螺距，螺角，尖端设计，切削特征，自攻，自钻，小直径，大直径，前角，精加工，柄长，头部尺寸，头部角度，插管，锥螺纹，单点，多点起头，三螺纹，可变螺距，可变锥度，可变的小直径和大直径。在本发明的某些实施例中，采用这些变量中的任何和/或全部来最大化紧固件的性能。可以将先前存在的螺钉的特征与本文公开的发明实施例结合使用以实现主动压缩特征。

图104描绘了具有三起点螺纹设计的螺钉。这意味着有三个独立的“脊”10402、10403和10404缠绕在螺钉主体的圆柱体周围。每次螺钉的主体旋转360度时，它将在轴向上前进一个距离，该距离等于所有三个脊10402、10403和10404的总宽度。作为比较，图105描绘了单起点螺纹设计。图106示出了双起点螺纹设计；图107示出了三起点螺纹设计。使用多次起点的优势在于，对于给定的旋转运动，行程量可以增加，这与具有不同的起点和/或同一螺钉的纵向相对的端部或部分上的螺距一起，可在不同的螺纹部分之间沿螺钉的长度产生轴向力。

图108示出了采用重复的中断的切槽口10801的切槽口图案10800。切槽10801、10803以及因此支柱10802与其中采用切槽图案10800的接合构件或螺钉的纵轴不平行并且不正交。换句话说，切槽图案10800的切槽10801、10803以及因此的支柱10802相对于其中采用切槽图案10800的接合构件或螺钉的纵轴倾斜。通过倾斜取向，切割的槽图案10800在变形期间产生交替的支柱10802应变分布，并且有助于不同的轴向和扭转刚度分布。

切槽10803在切槽图案10800内的取向与切槽10801不同。这在可变形部分的圆周周围产生不均匀的图案，在该可变形的部分中采用了切槽图案10800。围绕可变形部分的圆周的这种不均匀图案产生了可变形部分绕采用切槽图案的轴线的不均匀行为或应力和应变分布。通过允许一个平面或方向相对于另一平面或方向更多的变形，这种不均匀的行为具有临床益处。模式的任何组合都可以组合以实现所需的行为。改变切槽图案，切槽密度，切槽长度，切槽形状以及本文所述的其他变量可以在可变形部分的整个长度上和周围进行组合，以产生所需的机械性能。

图109示出了根据本发明的由非一体式构造形成的接合构件的实施例。将理解的是，本文公开的所有实施例可以由几个独立的零件或组件制成，然后结合在一起。举例来说，可用于形成连接构件的各种独立部件可包括但不限于远端螺纹部分，中央可变形部分，近端头部以及内部或外部径向加强构件。非单一构造的优点包括但不限于易于制造，制造成本，材料特性优化和定制。

可用于形成任何独立组件的材料包括但不限于钛合金，不锈钢，钴铬合金，诸如PEEK的聚合物，诸如镁，PLLA，PLG的可生物降解材料，以及其他。本文包括的实施例可以全部由多个部分构成，然后在制造或临床环境中结合在一起。连接，耦合或形成独立部件的结合体的方法包括例如搭扣配合，焊接，粘结，烧结或本领域已知的其他方法。独立部件可以由不同类型的材料或相同类型的材料制成。多段设计可以促进更简单和/或更具成本效益的制造过程。多段设计可以在临床环境中提供定制功能，从而允许用户将所需的独立组件组合在一起以构建所需的连接构件。图109示出了远端螺纹部分10900和可变形或可扩张段10902的联合或联接件10901的一个示例。

图110和111示出了采用径向重复的切槽11002的切槽图案11001。径向重复的切槽11002在变形期间产生交替的支柱11001的应变曲线，并且有助于不同的轴向和扭转刚度曲线。切槽图案11001可用于具有远端螺纹部分11004和可变形部分11006的连接构件或螺钉11000中。可变形部分11006的外径11008大于远端螺纹部分11004的次直径110010。可变形部分11006的较大直径可允许采用较厚的横截面壁，该横截面壁的厚度可***纵以调节螺钉11000的轴向张力或轴向和/或扭转刚度。可通过准备用阶梯式直径钻形成的组织腔来植入螺钉11000，以便促进组织与被优化的螺钉之间的干涉。该实施例展示了可以在本文公开的任何实施例中使用的特征。可以进一步采用防旋转或防倒转特征11011，以促进将螺钉固定到组织中。特征11011在这里被示为螺纹上的切口，其形成了边缘，组织在沿将松动或移除螺钉的方向旋转时接合组织。特征11011可以采取许多形式，包括但不限于扩张柄脚，切割图案，组装的构件或其他。这种防旋转或防倒转特征也可以用于本文公开的任何实施例中。

图112示出了采用径向重复的切槽口11202的切槽口图案11201。径向重复的切槽11201允许连接构件或螺钉11200的可变形部分11206相对于纵向轴线11204径向弯曲或变形。可以在本文公开的任何实施例中赋予径向弯曲或变形的特性。这种径向变形本质上可能是完全弹性的，也可能不是完全弹性的，即采用这种径向变形特性的连接构件可能会也可能不会返回到围绕轴11204对称的原始形状。该特性允许连接构件或螺钉11200沿着非线性路径拧紧或接合组织。该特性在需要重复弯曲的环境中可能有用，因为与承受相同变形量的实心螺钉相比，应变水平可以设计为具有较长的疲劳寿命。可以通过改变所有先前描述的特征来设计构件的弯曲力以获得期望的临床治疗。

在另一个实施例中，连接构件或螺钉以笔直或轴向的方式***，并且螺钉的静止状态可以偏离轴线或弯曲。然后可以将螺钉的弯曲力用作期望的疗法，以在植入后移动骨碎片。螺钉或连接构件可以形成为弯曲，弯曲或螺旋形，并以笔直的形状安装或输送以获得期望的临床治疗。

图113是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进扩张始于将K线或导向销***所需的放置位置，例如，横切骨的骨折平面。一旦放置了导线，就可以利用导线的相对长度和骨表面进行所需连接构件长度的测量。然后，可以例如通过旋转将本发明的连接构件***K线上方的骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，由于头部的尺寸增加而产生的额外摩擦，以及头部相对于连接构件的远端部分的不同的间距和/或起点将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。该力还将施加接合构件的轴向张力特征，从而有效地使接合构件伸长并将势能存储在轴向张力中。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。

图114是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进扩张始于将K线或导向销***所需的放置位置，例如，横切骨的骨折平面。一旦放置了导线，就可以利用导线的相对长度和骨表面进行所需连接构件长度的测量。此后，将空心钻头***K线上方，以增加孔的直径，并潜在地促进骨与连接构件之间的更好机械配合。然后可以将连接构件通过K线旋转到骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，由于头部的尺寸增加和头部相对于连接构件的远端部分的不同的节距和/或起点而引起的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。该力还将施加到螺钉的轴向张力特征上，从而有效地延长连接构件并将势能存储到轴向张力中。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。

图115是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进程开始于将钻头***所需的放置位置，例如横切骨的骨折平面。一旦钻孔，就利用测量深度计和骨表面对所需的连接构件长度进行测量。然后可以将连接构件旋转到骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，相对于连接构件的远端螺纹部分而言，由于头部的尺寸增大和头部的不同螺距和/或起步所引起的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。该力还将施加到连接构件的轴向张力特征上，从而有效地使其伸长并将势能存储到轴向张力中。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。

图116是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。该过程开始于将连接构件预载到输送机构上。该预紧力是轴向拉伸本发明的连接构件的轴向张力特征，并且在将连接构件***骨中的过程中保持该预紧力。该预载可以在制造工厂或最终用户的临床环境中完成。下一步是将钻头***所需的放置位置，例如横切骨的骨折平面。一旦钻孔，就可以利用测量深度计和骨表面来测量所需的连接构件长度。然后可以将连接构件旋转到骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。一旦将螺钉构件植入到骨中，就释放释放预载的轴向张力的机构被激活。连接构件将在骨折平面上向骨段施加压缩力。在释放所存储的能量之后，所存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨上施加力，从而产生期望的治疗有益压力以帮助愈合。

图117是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进扩张始于将K线或导向销***所需的放置位置，例如横切骨的骨折平面。一旦放置导线，就可以利用导线和骨表面的相对长度来测量所需的连接构件长度。然后可以例如通过旋转将连接构件***K线上方的骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部接合骨时，由于头部的尺寸增大以及头部相对于连接构件的远端部分的不同的节距和/或起点而产生的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。在这一点上，连接构件的远端部分可以进一步向前驱动，而近端头部保持静止，这将在骨折平面上产生进一步的力。该力还将施加到连接构件的轴向张力特征上，从而有效地使其伸长并将势能存储到轴向张力中。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。

图118是流程图，其描述了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进程开始于将钻头***所需的放置位置，例如横切骨的骨折平面。利用深度测量仪器和骨表面对所需的连接构件长度进行测量。然后可以例如通过旋转将连接构件***骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，由于头部的尺寸增加和头部相对于连接构件的远端部分的不同的节距和/或起点而引起的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。此时，可将张紧构件施加到连接构件，这将在断裂面上产生进一步的力。张紧构件可以是单独的构件，其被组装到连接构件中以向组件提供附加的轴向张力。该力还将施加到连接构件的轴向张力特征上，从而有效地使其伸长并将势能存储到轴向张力中。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。该附加的轴向张紧构件还可以提供对组件弯曲的附加阻力。

图119是流程图，其描绘了一种用于将本发明的连接构件***骨组织中以促进期望的治疗的可能方法和程序进展。进程开始于连接构件的预载。该预紧力是本发明的连接构件的轴向张力特征的轴向拉伸，并且在将连接构件***骨中的过程中保持该预紧力。这种预紧力可以在制造工厂或最终用户的临床环境中实现。随着钻头***所需的放置位置(例如，横切骨的骨折平面)，该过程继续进行。可以使用深度测量仪器和骨表面来测量所需的连接构件长度。然后可以例如将连接构件旋转到骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，由于头部的尺寸增加和头部相对于连接构件的远端部分的不同的节距和/或起点而引起的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。在这一点上，可以将预载构件从连接构件上移除，这将在断裂面上产生进一步的力。所述预载构件可以是组装到所述接合构件中的单独的构件。***完成后，存储的轴向张力能量将继续在整个骨折平面上向骨施加作用力，从而产生理想的治疗有益压力以帮助愈合。

图120是流程图，其描绘了用于构造根据本发明的接合构件的一种可能的方法和制造过程。从具有适当化学结构的镍锭等金属锭中，例如，镍55.8％，钛44.185％，氧气0.01％和碳0.005％，锭的转变温度低于5摄氏度，将管材拉到适当的内径和外径，壁厚，以及所需的物理性能，例如约145,000PSI的拉伸强度和超过10％的伸长率。将理解的是，以上值是参考值，并且实际值可以根据最终构造的期望特性而变化。下一步是将所需的螺纹和特征的外部轮廓加工到管材中。该加工可以是标准加工技术，低温加工，EDM(放电加工)，研磨或本领域技术人员已知的其他技术。

在获得期望的轮廓之后，将轴向张力特征添加到构造中。这些特征是通过使用业内人士熟知的方法(例如激光切割，EDM，化学蚀刻和喷水加工)去除所需材料而获得的。一旦所有特征都在构造中形成，然后可以对零件进行热定型或退火。热定型的目的可能是减轻先前任何加工步骤中零件中的任何残余应力。可以通过热处理步骤将附加的物理或尺寸变化赋予结构。热定形可以是奥氏体转变温度的调节或调节。

最后一步是零件的表面光洁度。这可以通过对零件的重氧化物表面进行一系列化学蚀刻或机械蚀刻来完成。一旦表面相对均匀，就采用电抛光工艺使表面平滑并建立大约200埃的氧化钛层。这两个过程步骤还用于进一步消除由于任何机加工或切削过程而在零件上产生的任何热影响区域。这些步骤还改善了结构的生物相容性，耐腐蚀性和疲劳寿命。此时零件可以进入最后的清洁过程，然后进行包装。螺丝的灭菌可以由制造商或在临床现场进行。

图121是流程图，其描绘了根据本发明的用于构造接合构件的一种可能的方法和制造过程。本方法类似于关于图120所描述的过程，不同之处在于，抽入管的早期步骤将由抽入实心杆代替。从实心杆开始，然后需要将该结构插管。通过机械加工，枪钻，EDM或本领域技术人员已知的其他方法来创建这种插管。

图122是流程图，其描绘了根据本发明的用于构造接合构件的一种可能的方法和制造过程。本方法类似于关于图120描述的过程，除了在机械加工外部或螺纹特征(例如远端和近端螺纹)之前形成最终形成构件的可变形部分以形成轴向张力特征的切槽之外。

根据本发明的连接构件和/或螺钉也可以以拉长的状态被加工，然后在热定形步骤中形成为缩短的状态。该技术有助于更容易地制造切槽特征和电抛光步骤。除了本文所述的方法外，多部分构建体还可具有所有这些包括的变体以及更多。图120-122中描述的方法以镍钛诺材料为中心。但是，用于其他材料(例如其他钛合金和/或不锈钢合金)的方法将相似。使用其他材料时的最终步骤可能包括添加表面涂层，例如阳极氧化或电镀和/或钝化。另外，替代的制造方法还包括沉积，模制，铸造，烧结，并且本领域技术人员公知的其他方法也包括在本发明中作为潜在的制造技术。

仅为了清楚起见，将关于图113-122所描述和示出的方法描述为以不同步骤的进展或顺序来执行。应当理解并且在本发明的范围内，这样的步骤以交替的顺序或顺序执行，并且实施例可以省略结合说明性方法示出和/或描述的步骤。实施例可以包括未结合说明性方法示出或描述的步骤。说明性方法步骤可以组合。例如，一个说明性方法可以包括结合另一说明性方法示出的步骤。

图123-125描绘了可以与先前公开的那些实施例和接合构件结合使用的接合构件的另外的实施例。图125示出了接合构件12500的可变形或可扩张段12300，其采用多个不同的部分1251、12502和12503。由于切槽特征沿着可变形部分12300的纵轴的几何形状的差异，部分1251、12502和12503具有不同的轴向和弯曲弹簧特性。具有一个，两个，三个或更多个不同部分产生不同行为的能力有利于可变形部分12300的临床优势，例如，在给定的长度上均匀地或不均匀地分布径向弯曲或挠曲载荷，便于围绕构件的限定长度的径向弯曲，并且易于抵抗***时的扭转载荷。在本发明的某些实施例中，切槽图案可以围绕中央可变形部分的圆周不对称。例如，切槽图案可在中心可变形部分的圆周周围采用不同的尺寸，以产生不对称的机械性能。

部分12501、12502和12503可以采用不同的轴向刚度，同时保持相同的径向弯曲刚度，允许在一个或多个定义的平面中进行优先弯曲，允许相同的径向弯曲刚度和不同的轴向刚度，或允许对本文公开的任何和所有设计参数进行调整，以产生所需的结果。如图123所示，可以改变的参数包括但不限于：Dim A顶点或节点尺寸或宽度12301；Dim A顶点或节点尺寸或宽度12301。Dim B支柱宽度12302；Dim C窗口或切口宽度12303，切口宽度的末端乘以顶点或节点半径12310；Dim D支柱的长度12304，以及支柱的厚度或构件的材料的壁厚。这些变量共同作用以产生所需的特性，该特性可以根据临床适应症而变化。

一个实施例可以采用以下比率和关系的示例性算法；Dim A 12301不小于DimB12302的1.5倍；Dim B 12302在支支柱宽度的50％以内；Dim 12310，其大小足以在变形期间保持在15％的应变之下，然后决定Dim C 12303的值；围绕纵轴的圆周上的多个支柱和构件的总直径将决定支柱12304的Dim D长度，这将对实施例的挠曲量产生深远的影响。因此，对于在其远端螺纹部分处直径为3.5mm的连接构件，尺寸可以在壁厚WT的范围内：1mm；3个周向支柱；Dim B 12302 0.75(WT)；Dim A 123011.125mm；Dim D 12302 2.5mm；Dim C12303 0.006-0.020英寸，取决于扭转和轴向刚度要求。可以调整这些数字以调出所需的弹簧效果。如同一实施例所示，可以具有另一组沿长度方向具有不同尺寸的相同特征，例如Dim E 12305，Dim F 12306，Dim G 12307和Dim H 12308(此处显示为Dim B厚度的一半左右)可能会产生不同的轴向弹力。

图124示出了另一实施例的切槽图案12400，其采用具有相对特征12401的切槽12402。相对的特征12401有助于通过中断这种位移来限制切槽图案12400的轴向和扭转的运动或变形。如果附接到相对的特征12401的支柱彼此移位，则相对的构件12401彼此接触或干涉，从而限制了切槽12402的变形。将理解的是，相对的特征12401可以具有将适合于可用的有限空间并且不会以其他方式阻碍支柱构件的功能的任何形状。

图126-128示出了本发明的另一个实施例，其中，连接构件12600采用可变形部分12602，该可变形部分在径向和纵向上变形或扩张。在某些实施例中，可变形部分12602具有初始松弛状态，该初始松弛状态具有的外径大于远端部分和/或近端部分的外径，例如图127或图128所示。这样的扩张可以促进在接合构件12600的远端部分处施加扭矩的能力。例如，驱动器可以一直穿过连接构件12600的内腔***，经过近端头部12604和可变形部分12602，并***远端部分12608的插座或容纳特征中。然后可以将远端部分12608进一步驱动到组织中，从而将连接构件12600从长度Dim Ls 12712(图127)或Dim Lss 12814(图128)转换为长度Dim L12610(图126)，同时减小可变形部分12602的直径并在构件12600内产生轴向拉力。直径扩大的可变形部分还可以改善其在骨组织内对连接构件的保持力，从而提高连接构件的有效性。

在另一个实施例中，可变形部分12602可以形成为具有缩小的初始直径，从而提供期望的保持力。这些可扩大或缩小的直径可通过可变形部分12602的切槽的几何形状以及通过构件12600的热定形来促进。

如图126所示，构件12600可具有长度Dim L 12610，该长度是当近端头部12604和远端部分12608彼此最远时构件12600的最大长度。如图126所示，可变形部分12602的支柱主要平行于构件12600的纵轴。当允许或激活可变形部分12602以缩短其结构时，从而将构件12600缩短到长度Dim Ls 12712，如图127所示，可变形部分12602的切槽改变形状并且，支柱不再与构件12600的纵轴平行，并且可变形部分12602的总直径增大。该直径增大的量将取决于支柱12703的角度的位移量和可变形部分12602的支柱的长度。如图128所示，长度为Dim Lss 12814，可变形部分12602的切槽的形状进一步改变，并且支柱与构件12600的纵轴的平行度甚至更低，并且可变形部分12602的总直径进一步增大。

构件12600可以被制造为通过指定的热处理而最初呈现图126-128中所示的任何状态。可以将初始或静止配置设置为产生在长度变化上施加的特定量的力。构件126可以张紧状态保持在输送系统中，直到需要缩短装置的时间为止。任何上述机制或其他构件都可以完成所述治疗。

图129-132示出了本发明的又一实施例，其中，连接构件采用可变形部分12900，该可变形部分在纵向方向上变形或扩张。在某些实施例中，本发明的装置和方法提供了具有中心可变形部分的螺钉，该中心可变形部分的外径大于远端部分的直径并且能够在远端部分施加扭矩。驱动器***并穿过近端部分和中心可变形部分并进入形成在远端部分的内部中的插座中，以辅助装置的扭转。在某些实施例中，可变形部分12900具有初始松弛状态，该初始松弛状态的外径大于远端螺纹部分的短径。主体在远端部分内径上还具有可以接合和传递扭矩和轴向载荷的特征。

也可以采用成形为与驾驶员特征接合的干涉或接合特征12901，为了通过帮助将扭矩载荷分配或承载到螺钉的远端部分和/或轴向载荷或螺钉的拉伸来帮助促进输送。驱动器特征的横截面可以是任何有助于负载传递的横截面，例如但不限于；六角形，星形，飞利浦形，开槽形或其他。

某些实施例还可以采用在这里示出为六叶形的近端接合特征12905，以及沿着轴线的长度成阶梯状或直径变化一倍或多次的内腔12902。内腔12902的增加的近端内径可以促进较大直径的接合驱动器13001，从而允许较大的扭矩施加。此处示出的可扩张或可变形部分12900的外径与远端螺纹12904的大直径相同。在此示出了远端内腔部分12903的直径小于近端内腔部分12907的直径。该构造是说明性的，并且近端和远端内腔部分可具有相同的直径，可扩张或可变形部分12900的外径也可大于或小于远端螺纹12904的最大直径的外径。

接合特征12901的内径足够大，以允许K线穿过以辅助螺钉的临床递送。驱动构件13001具有远端驱动构件13002，该远端驱动构件13002具有在此示出为六角驱动器的接合特征。远端驱动器构件13002可与近端驱动机构13000和接合特征13003一致或独立于轴向和旋转地铰接。该机构能够在螺钉实施例的远端和近端两者处传递轴向载荷和扭转载荷。远端驱动构件13001也可以***管以允许通过K线。

图133，134和135描绘了本发明的一个实施例的图示，其中K线构件13304沿轴线13303***骨构件13301和13302中。骨构件13301和13302没有完全减小，并且在骨段13301和13302的一部分表面上留有间隙13306。可以采用已知的或标准的螺钉构件13400来将骨构件13301和13302朝向彼此拉动或拉动，以提供压缩的轴向张力或力。骨构件13301和13302可以代表一根要破碎成两块的骨或两根要融合在一起的骨。骨可以例如是皮质或松质骨或两者。标准螺钉13400将各段拉在一起，但是不利的是，相对于骨段保持了轴向路径13303，并且间隙13401可能没有完全减小。

相反，根据本发明的连接构件13500可操作以改变轴向长度和轴向对准。尺寸变化发生在构件13500的全部或部分可变形或可扩张段13504上。如图135所示，加长的或轴向移位的构件13500对骨构件13301和13302施加压缩力，该压缩力将骨构件13301和13302朝向彼此拉动。结合本发明装置的轴向挠性的该压缩力允许间隙13306更完全地减小到减小状态13501。偏离入口的原始轴线13303、13503以及构件13500的轴向和径向挠性的这种能力促进了更完整的骨段并置，因此有利于骨构件13301和13302一起愈合和/或形成熔合或结合13501。

除了由构件13500产生的急剧压缩载荷外，还存在可变形部分13504的存储能量或力，该能量或力可随时间表现出连续的载荷和/或吸收骨材料。所存储的压缩能量或预载有利地提供了穿过骨元件的压缩力，以辅助愈合或融合过程。

图136是本发明的连接构件的一个实施例与标准螺钉在负载轮廓上的某些差异的图形表示。垂直轴以百分比表示施加到骨段上的压缩力。水平轴表示骨段的距离的改变或螺钉构件向骨组织的穿透。与标准螺钉或当前可用的压缩螺钉相比，本发明的装置可以在更大的长度变化上显示出对骨段的压缩力或装置上的拉力。该图描绘了诸如图102所示的标准螺钉和诸如本文公开的任何实施例的主动压缩螺钉之间的差异。

图137和138描绘了本发明的另一个实施例。图137和138示出了根据本发明的一方面的，具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可变形段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图。图137和138示出了采用围绕中心纵轴缠绕以形成骨固定装置的主体的一部分的纵向螺旋的切槽图案13700。切槽13702在变形期间产生交替的支柱13701的尺寸和应变分布，并且有助于不同的轴向和扭转刚度分布。

例如，切槽图案13700可用于形成螺钉构件10006的可变形部分10003(图100和101)。可变形部分的切槽13702可以在与构件10006的螺纹10004和10008相同或相反的方向上定向。在将螺钉10006的远端***骨组织中之后，在将螺钉10006的头部10008***组织中时或之前，采用切槽图案13700的螺旋形可变形部分10003产生加载状态。螺旋形切槽图案13700用作弹簧构件以提供弹性偏转，该弹性偏转可以存储将被施加到远端螺纹和近端头部特征的螺钉接合特征的能量。切槽图案13700的切槽13702可以具有如图137和138所示的恒定间距，或者可以具有可变间距。该实施例用作拉伸中的拉伸弹簧。为了描述的目的，切槽图案13700的支柱13701具有对应于远端方向13706的前缘13704和对应于近端方向13707的后缘13705。附图也可以相反的方向解释。

图137和138中所示的切槽图案13700也可以被配置为使得由切槽图案13700形成的可变形部分的直径可以在构件的装载和卸载时增大或减小。当直径扩大时增加骨组织界面是有利的，并且当直径减小时有利于在递送机构上的机械互锁。中心部分的负载可以增加或减少支柱13701之间的距离。弹簧性能是众所周知的，所有影响弹簧力的变量都可以在此处用于实现所需的临床结果。可以改变节距13703以匹配期望的弹力和弯曲刚度，支柱13701的宽度对应于节距13703。

图137是机加工到管或弯曲表面上的图案的平面表示的局部视图。该平坦图案可用于编程以二维机器代码编程的激光切割机。类似地，图137、143、150、152、157、160、163、165、167、171和173可各自表示这样的局部平面图案视图。图138、139、154、158、161、168、170、172、174和176示出了管和/或可变形部分的局部视图，相应的平面图案缠绕在该管和/或可变形部分上。这些局部视图可以示出具有相应平面图案的机加工管。

图138是根据本发明的一方面的骨固定装置的局部侧视图，该骨固定装置具有处于非扩张状态的不带螺纹的螺旋形可扩张段。在此未示出的端部可以例如采用远端螺钉头和近端螺钉头。

图139-149描绘了本发明的另一个实施例，其中，可变形部分沿多个方向加载。首先，由于将螺钉驱动到组织中或从组织中移出，可变形部分承受扭转载荷。载荷通过或穿过可变形部分从螺钉构件的近端头部传递到螺钉构件的远端螺纹。取决于切槽图案的切口的方向和所施加的扭转的方向，该载荷可以具有延长或缩短可变形部分的效果。例如，沿绕组方向加载的绕制弹簧形式或形状的长度在其加载期间增加。同样，直径在加载过程中也会发生变化。在某些应用中，可能希望使从螺钉构件的近端到远端的角偏转量最小。

另外，在由组织***和/或从组织移除的过程中，可变形部分通过螺钉的远端和近端施加的力以及它们与组织的相互作用而承受压缩或拉力。该轴向载荷可以相对于近端向远端施加扭转载荷。在某些应用中，可能希望使从螺钉的近端到远端的角偏转量最小。

图139-149示出了沿可变形部分的长度的整体或整个部分的扭转接合特征。扭转接合特征具有多种功能。当可变形部分的支柱缠绕或扩张时，一个支柱的接合特征与下一或相邻支柱的相应接合特征接合，从而在扭转方面限制了各个支柱的位移。扭转载荷可以在结构的整个长度上传递，从而限制了相对于每个端部的整体旋转位移。取决于设计，扭转接合特征可有助于可变形部分的延长或可抑制这种延长。

此外，如果需要的话，扭转接合特征可有助于在扩张期间缩短可变形部分。扭转接合特征可以被设计成对于力矢量是中性的，从而对于延长或缩短都没有好处。扭转操纵特征的边缘相对于所施加的力的矢量或方向的角度可以***纵以在固定构件的可变形部分中产生许多不同的期望行为。例如，该形状可以是这样的形状：其在开始时鼓励伸长，然后在获得特定长度之后抵抗伸长。接合特征的位置和形状可以使得轴向弯曲载荷施加在结构上，以产生可能是治疗的资产的形状变化。

图139是根据本发明的一方面的处于扭转状态的采用扭转接合特征的骨固定装置的可变形部分的局部侧视图。扭转接合特征13903是延伸到相邻的接收接合特征13903中或与相邻的接收接合特征13903互锁或相互交叉的特征。形成接合特征13903的切槽13902的形状，尺寸，数量，位置可以广泛地变化。切割图案13900采取一条路径以产生扭转接合特征13903，该扭转接合特征13903附接至或结合到支柱13901中或作为支柱的一部分。在图139所示的示例中，螺旋支柱13901实际上有六匝，因此，每一匝必须吸收总拉伸或压缩的大约六分之一。如果这种变形例如是大约3mm，则每个扭转接合特征应移动或移位例如大约0.5mm或0.020英寸。随着匝数增加，单个行程减少，反之亦然。可以使可变形部分沿长度以恒定的速率或量变形。可以使可变形部分沿具有使一个部分比另一部分变形更大的长度的长度以可变的速率或量变形。在此公开的说明性附图代表在此描述的概念。

图140-142示出了本发明的扭转接合特征的一些变量。分别在图140和141中示出的构件14000的螺旋缠绕的支柱13901和构件14100的支柱14101分别相对于在图142中示出的构件14200的支柱14201在相反的方向上定向。螺旋缠绕的支柱13901和14101相对于远端螺纹14004和近端螺纹14004以相反的方向定向。另一方面，螺旋缠绕支柱14201相对于远端螺纹14004和近端螺纹14005在相同方向上。在构件14000中采用的接合特征13903在支柱13901上沿远端方向定向，并且在构件14100和14200中，接合特征14103和14203在支柱14101和14201上分别沿近端方向定向。

图192是减少以实践的骨固定装置或构件14000的侧视图的图片。

这些所描述的实施例另外地或结合轴向压缩或拉伸载荷对以顺时针或逆时针方式施加的旋转载荷有不同的响应。该机制的这些不同行为与所使用的程序一起产生了期望的治疗效果。支柱13901和14101相对于14201的缠绕方向可以与远端螺纹14004和/或近端螺纹14005相同或相反。并用于改变这些特征的应用，以产生不同的所需弹簧，加长，压缩和/或拉伸反应。相应的接合特征位于相邻的一个或多个构件的支柱的相对或相邻的远端或近端。为了获得所需的扩张，拉伸力，旋转稳定性，直径扩张或收缩，以各种组合构造这些特征及其尺寸，形状，位置和频率，以产生所需的机械性能。

构件14000、14100和14200的实施例被描绘为用于非固定状态的空心无头螺钉的侧视图，该空心无头螺钉用于具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可变形中心段的骨固定。这些螺钉或构件具有近端螺纹14005，该近端螺纹14005允许在治疗部位处拧入组织中。远端螺纹14004可具有与近端螺纹相同，更少或更多的螺距，以产生拉伸，中性或压缩的轴向载荷。

图143是骨固定装置的切槽图案14300的一部分的局部侧视图，例如，图141中所示的装置14100具有处于非扩张状态的具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可变形部分。图143所示的实施例示出了扭转接合特征的附加变量。对于总共十二个接合特征14103，围绕此处采用的圆周示出的两个接合特征14103的数量以及此处示出的五个支柱14101的总数可以改变以实现期望的机械性能。支柱的每个螺旋形缠绕物的接合特征的数量可以在1到100或更多之间变化，具体取决于螺钉或管构件的直径和接合特征的尺寸。不同数量的特征可以产生不同的扭转响应，伸长特性，应力和应变曲线以及弯曲刚度。

图144是具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案14300的一部分的比例局部侧视图细节，在非扩张状态下，在剪切图案的开始或结尾附近。图144的半径14308(半径AA)和尺寸14407示出了具有多种功能的特征。在大多数切割图案中，机加工的间隙或尺寸14407被最小化。切割图案的端部可受益于半径14308(半径AA)的增加和尺寸14407的增大，或者螺旋构件之间的距离更大。该切槽的端部还可受益于具有几何形状的几何形状，该几何形状在加载部件时具有较低的应变，例如半径14308。间隙的大小或尺寸14307(Dim CC)可能与最小的加工宽度不同，例如大约0.0005英寸(取决于材料壁的厚度)与间距尺寸14310(Dim J)一样大。增大的尺寸14407还可以促进诸如电抛光，化学蚀刻和/或喷砂处理的处理步骤。半径14308促进了间隙区域，以允许期望的介质进入支柱的侧壁。可变形部分的其余部分可以在加工期间变形或拉伸以获得所需的间隙距离或支柱分离，例如图145中所示为间隙14502。

尺寸14305(Dim M)在该平面图案图中表示实施例的圆周尺寸。尺寸14306(DimBB)是接合特征14103之间距离的度量。尺寸14306可以等于如下所述的宽度尺寸14405(DimS)，或等于圆周尺寸14305(Dim M)乘以螺旋缠绕的支柱14101的数量。

角度14406(角度Q)是接合特征轴向定向的边缘相对于螺钉构件的纵向中心轴的角度的量度。角度14406可以从零度(其平行于构件的轴线14412)变化到平行于俯仰角15007(角度K)(图150)。

接合特征14103的侧面14402和14403的形状和角度可以是对称的，或者可以具有不同的形状和/或角度。接合部件14103的前边缘14409具有宽度或尺寸14405(Dim S)，如图150所示，它可以平行于俯仰角15007，或者可以相对于俯仰角15007成非零度角，这取决于所需的功能。宽度14405(Dim S)可以在几千分之一到圆周尺寸14305(Dim M)的值乘以支柱14101的数量的范围内。接合特征14103的高度14408(Dim O)可以变化直到螺距14310(DimJ)的实际最大值。

接合特征14103的接收边缘14401和14404以及互补边缘14402和14403具有取决于整个构造的载荷的不同的接触和相对相互作用特性。例如，互补边缘14403在该设计中是有效接合边缘，如图145的界面14504所示。当构件的可变形部分被加载时，互补边缘14403相对于接收边缘14404滑动并且可能抵靠接收边缘14404滑动或与接收边缘14404接触，同时在接收边缘14401和互补边缘14402之间保持间隙或空间14505。

因此，角度14406(角度Q)可以通过影响作用在两个边缘上的两个力(动摩擦和静摩擦)来影响彼此滑动的两个边缘的相互作用。两个相对的互补边缘14402和14403相对于纵向中心轴线的角度14406A和14406B可以相同或不同。与倾斜平面相似，角度14406A越窄，起点和保持滑动所需的力越小。边缘特征的表面光洁度和材料类型也会通过影响摩擦系数来影响这种关系。角度14406A可导致需要以平行于或小于轴线角度的角度值使接合特征相对于支柱滑动所需的更大的力。相反地，它可以充当斜坡，以促进两个边缘相对于彼此滑动，如图144所示，其角度大于例如大约六度的轴线的角度。

互补边缘14402不与接收边缘14401接触，这取决于这里示出的边缘的载荷和角度为大约五度。然而，如果角度减小，如图169所示，则实现了与各个接收边缘和互补边缘的接合或锁定，从而有效地限制了可变形部分的扩张。

图145是例如骨固定装置的局部侧视图。图141中所示的装置14100具有处于扩张或加载状态的不带螺纹的螺旋形可变形段，该不带螺纹的螺旋形可变形段具有带有扭转接合特征的切割图案14300。切割图案14300的伸长状态展示了接合特征14103的潜在行为，该接合特征14103具有在界面14504处接触的边缘以及在相对的接合特征边缘之间的间隙或间隙14505。此行为是扭转加载和/拉伸/拉伸加载或两者结合的结果。沿着构件的长度围绕管的轴线的总扭转量受到接合特征14103的限制。

图146是处于非扩张状态的具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可变形部分的骨固定装置14100的侧视图。图147是处于扩张状态的具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置14100的侧视图。长度14609(Dim DD)小于长度14709(Dim EE)。构件14100受到外部拉力和/或扭转力的载荷导致图146和图147所示的构件14100的比较中所描绘的构造的长度增加。

可以在螺钉上使用诸如14601和14607之类的自切螺纹特征。没有切槽的段14602，即在具有切槽14102和支柱14101的切槽图案14300中不存在的这些部件可以存在或可以不存在，并且可以具有跨越构件14100的大部分长度的长度。间隙14407可被构造为使得它们对于给定的加载条件而言等于扩张的间隙14710。图146和147所示的构件仅是本文公开的发明的概念的示例。可以在任何螺钉，杆或其他固定骨组织的工具上实施本文所述的可扩张的，扭矩传递，长度限制特征，例如图148和149所示的实施例。

图148和149示出了如图147和148所示的本发明的类似实施例，除了图148和149中所示的实施例在具有不带螺纹头部14806的带头螺钉或构件14800上示出了上述特征和可变形部分。通过允许递送旋转数达到临床医生认为合适的数目，该实施例可以提供更简单的***技术。匝数越多，螺钉构造越长，因为远端螺纹端将继续驱动组织。图148是处于非扩张状态的具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置或构件14800的侧视图。图149是处于扩张状态的具有具有扭转接合特征的不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置或构件14800的侧视图。

图150-169示出了本发明的另一个实施例的示例。这些示例涵盖了共享以下功能的特征：限制一部分或整个构造，连接构件或可变形部分的延伸或拉伸。控制整个构件的长度的能力有几个好处。这样的好处之一是允许获得最大长度，然后将额外的轴向载荷施加到骨段上。可以通过螺钉的进一步旋转来施加该额外的载荷，螺钉的进一步旋转将使组织向远端接合并且增加了压缩力，该压缩力高于将螺钉拉伸至设计量所需的力。临床上这称为预紧。随着时间的流逝，组织会发生重塑，如果使用标准的骨科螺钉，这种负荷会很快被吸收，因为只需使用不到一毫米的静态长度的螺钉，就几乎不需要改造组织即可将载荷降低至净零力。对于本文所述的实施例，负载将首先被组织吸收到激活伸长机构的点，然后由伸长机构施加负载，直到距离被完全松弛为止，该距离可以是几毫米。控制扩张状态的能力还可以阻止伸长部分的过度扩张，这可能是使结构的屈服最小化所希望的。

图150是处于非扩张状态的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征和轴向长度接合特征。该实施例的每个支柱15001的螺旋形缠绕仅具有一个接合特征15003。当将张力施加到螺纹构件时，可能希望限制可变形部分15010的整体扩张或变形。因此，可以通过形成在接合特征15003的切槽15002中的各种物理特征来制造如图151所示的长度限制特征。如图150至169所示，具有既在长度上扩张又在这种扩张上受到限制的构件的概念允许施加更大的张力，而不会导致长度或直径的变化超过预定值或设计值。

参考图150和151，此处示出的尺寸15008(Dim R)在每个支柱15001上都相同，但是在每个支柱15001上，尺寸15008，尺寸15012(Dim S)和尺寸15103(Dim O)可以不同。这将改变螺旋缠绕构件15010的横截面以及在构件的扭转载荷期间接合特征15003施加的力。半径15009(半径P)也可以随角度15006(角度Q)一起变化，以使螺旋构件的宽度最大化和/或促进不同的摩擦特性。可变形部分15010的总长度15005(Dim N)受螺钉，螺纹部分和头部的长度限制。角度15007(角度K)是支柱15001的节距，并且与尺寸15004(Dim J)有关。尺寸15011(Dim M)代表构造的圆周尺寸。可替代地，尺寸15004可以通过可变形部分15010来改变。

图151是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案15010的B部分的局部侧视图，其局部示于图150中，具有处于非扩张状态的扭转接合特征15003和集成的相应轴向长度接合特征15104A和15104B。尺寸15105(DIM T)是扭转接合特征15003上的伸长率限制接合特征15104A和15104B之间的尺寸。尺寸15105对应于在延伸限制接合特征15104A和15104B完全接合或彼此接触并防止进一步的延伸之前，相邻的支柱15001将彼此移开的长度。可以改变该尺寸15105以调节整个结构的整体变形或伸长率。

图152-156示出了本发明的另一实施例，其采用半对称的几何形状以及在扭转接合特征的接合侧或前边缘具有锁定特征或长度接合特征的狭槽切割图案15210。当扭转接合特征15203以扭转和张力加载时，限制特征15304A和15304B在点15505处接触并限制构造的旋转和长度变化。

图152是具有骨固定装置的切口狭槽15202的切口狭槽图案15210的一部分的局部侧视图，该骨固定装置具有不带螺纹的螺旋形可扩张段或可变形部分，在螺旋支柱15201的前缘和后缘上均具有扭转接合特征15203，并且在非扩张状态下在接合或滑动边缘上具有轴向长度接合特征15304A和15304B。

图153是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案15210的图152中所示的部分D的局部侧视图比例缩放细节，具有处于非扩张状态的扭转接合特征15203和轴向长度接合特征15304A和15304B。可以改变尺寸15309(Dim T)以影响构造的整体长度限制特征，该特征由接合特征的长度的尺寸15306(Dim O)限制。尺寸15312(Zim Z)是干涉特征的尺寸或轴向长度接合特征15304A和15304B的偏移量。可以根据期望的效果将尺寸15312设置为提供牢固的啮合，或设置为浅以提供较弱或较不啮合的机制。尺寸15312(DimZ)的有效范围是啮合特征宽度的尺寸15305(Dim S)的千分之几英寸。尺寸15306是接合特征的高度的Dim 14408的一半。角度15310(角度Q，接合特征15203的侧面相对于构造的纵向中心轴线的角度)与轴向长度接合特征15304A和15304B的相对定向之间的关系将产生不同的接合。可以将其安排为具有滑动接合，直到接合点才接触，最终接合的负载不断增加等。

在本实施例中，长度限制特征仅在扭转接合特征的一侧上示出，但是也可以放置在另一边缘上或代替放置在另一边缘上。可以改变接合特征的接近角度，高度和长度，以优化所需的接合。深度15312(Dim Z)可以很陡以提供牢固的啮合，也可以很浅以提供较弱或较不啮合的机构，具体取决于所需的效果。角度15310(角度Q)与轴向长度限制特征15304A和15304B的相对定向之间的关系将产生不同的接合。可以将它安排成具有滑动接合，直到接合点才接触，最终接合的负载不断增加等。

图154-156示出了形成在管上并加工成构造的图152中所示的切割图案15210。切割图案15210具有长度限制特征15304A和15304B。图154是具有不带螺纹的螺旋形可扩张或可变形段的骨固定装置的切槽图案15210的一部分的局部侧视图。具有扭转接合特征15203和轴向长度接合特征15304A和15304B处于非扩张状态的管。

图155和156是具有不带螺纹的螺旋形可扩张或可变形段的骨固定装置的切槽图案15210的一部分的局部侧视图比例缩放细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张或可变形段具有扭转接合特征15203和轴向长度接合特征15304A和15304B，在拉伸载荷下处于扩张状态时，长度接合特征在点15505处接合。图155和156示出了处于拉伸配置的切割图案15210，其中长度限制特征15304A和15304B接合在点15505上，使得长度限制特征15304A和15304B将力从一个传递到另一个。这种接合动作允许长度限制部件15304A和15304B在接触点15505处将轴向力和扭转力分配给相邻的支柱15201。这种干涉的最终结果是限制了整个切割图案15210的伸长和扭转旋转。接合特征15203具有前缘侧15605和后缘侧15606。前缘侧和后缘侧的定义通常取决于特定的切割图案方向以及施加在结构上的力的负载。

图157-159示出了本发明的另一实施例，其具有带有切槽的切槽图案，所述切口具有扭转接合特征和长度接合特征的不同几何形状或形状。几何形状类似于三角形。先前实施例的扭转接合特征和长度接合特征的形状已经类似于梯形，矩形，平行四边形，菱形等。由切槽15702形成的切槽图案15710的特征几何形状的差异可在螺旋支柱15701的横截面中产生更少或更多的材料，并影响构造的弹力。几何形状还可以产生扭转接合特征15703，该扭转接合特征15703表现出较高的屈服点并且因此能够承受较高的载荷条件。接合量或长度接合特征15704A和15704B的长度也将对切割图案15710在屈服之前可以承受的负载量或力产生影响。沿着支柱15701的长度的扭转接合特征15703的数量也将影响沿着支柱15701的载荷分布。每个缠绕构件的扭转接合特征15703的数量不对称。数量和/或位置是偏移的，以便使沿着螺旋支柱15701的任一点处的横截面面积最大化，这使切割图案具有阶梯状外观。

图157是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案15710的一部分的局部侧视图，该不可扩张的螺旋形扩张段具有扭转接合特征15703和轴向长度接合特征15704A/B，处于非扩张状态。图158是处于非扩张状态的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案15710的一部分的局部侧视图，该非可扩张螺旋段具有扭转接合特征15703和轴向长度接合特征15704A/B。图159是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案15703的一部分的局部侧视图的局部细节，该扭转部分具有在点15905处接触或接合的扭转接合特征15703和轴向长度接合特征15704A和15704B。处于扩张状态。这些面在顺时针旋转时彼此分开，从而最大程度地减小了摩擦，直到接合部件16004A和16004B在沿变形的某个点处卡住或干涉，然后它们转移载荷。在逆时针旋转期间，它们将以较小的负载啮合。

图160-162示出了本发明的另一实施例，其具有带有切口的切槽图案，所述切口具有扭转接合特征和长度接合特征的不同几何形状或形状。几何形状类似于三角形。每个缠绕构件的接合特征的数量不是对称的，并且是偏移的，以便使沿着螺旋支柱的任一点处的横截面积最大化，这使图案具有阶梯状外观。具有由切槽16002形成的支柱16001的切槽图案16010在扭转接合部件16003的后缘上采用长度接合部件16004A/B。扭转接合特征16003的前缘被最小化，因此几乎没有接触，直到长度限制特征16004A/B在点16005接触为止。这组特征产生了与其他设计不同的旋转延长行为。在长度限制特征16004A和16604B在点16205处接合之前，该实施例具有很小的对延长的摩擦阻力。

图160是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16010的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征16003和轴向长度接合特征16004A/B，处于非扩张状态。图161是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16010的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征16003和轴向长度接合特征16004A/B，处于非扩张状态。图162是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16010的一部分的局部侧视图的局部细节，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征16003和轴向长度接合特征16004A/B，处于扩张状态。间隙16205指示切割图案16010在切槽16002处的扩张。

图163和164描绘了采用两个长度限制特征的本发明的另一个实施例。形成有切槽16302的切槽图案16310采用扭转接合特征16303，其具有长度限制尺寸特征以及独立的长度限制特征16404A/B，类似于先前描述的那些。

扭转接合特征16303具有长度限制尺寸特征，其为第一宽度或尺寸16406的形式，该宽度大于第二宽度或尺寸16407。扭转接合特征16303的该尺寸差的定向在切割图案16310的延长或扩张以及距离16311(Dim N)的扩张上限定了扭转接合特征16303的相邻侧面的干涉。换句话说，尺寸16406和16407的差异限制了扭转接合特征16303的接收部分和突出部分的边缘的轴向行进和力接合的量。尺寸16313(Dim W)，尺寸16315(Dim V)和半径16308(Dim U)定义了采用轴向长度限制尺寸的扭转接合特征16303的尺寸和频率。

长度限制特征16404A/B采用与本文描述的其他实施例相似的尺寸16412(Dim Z)和尺寸16414(Dim T)。应当理解，长度限制特征16404A/B与扭转接合特征16303和102的轴向长度限制尺寸是多余的。扭转接合特征16303的两个长度限制特征16404A/B的轴向长度限制尺寸独立地足以限制切割花纹16310的轴向长度。换句话说，不需要存在长度限制特征16404A/B和扭转接合特征16303的轴向长度限制尺寸以产生对扭转接合特征16303和1603的侧边缘的干涉。从而限制了切割图案16310的轴向长度。侧边缘之间的过盈配合足以限制切割图案16310的行进或延长。

图163是具有总长度16311(Dim N)和节距16318(Dim J)的切槽图案16310的一部分的局部侧视图。具有具有圆周16315(Dim M)的骨固定装置的最终俯仰角16317(角度K)，该圆周具有带扭转接合特征16303的不带螺纹正弦可扩张段，具有轴向长度限制尺寸和轴向长度接合特征116404A/B，处于非扩张状态。图164是图163中所示的骨固定装置的切槽图案16310的部分C的局部详细侧视图，该骨固定装置具有带扭转接合特征16303的不带螺纹正弦可扩张段。具有轴向长度限制尺寸和轴向长度限制特征16404A/B，处于非扩张状态。例如，半径16308(Dim U)可以是0.025英寸，它对应于尺寸16406。尺寸16407的值可能为0.020，这将导致每个接合特征上的过盈配合。

图165和166示出了类似于图163和164所示的实施例的本发明的实施例，其中，扭转接合特征通过扭转接合特征的不同部分的不同尺寸或宽度采用长度限制尺寸特征，以便在轴向扩张时产生过盈配合或加长止挡，例如扭转接合特征的不同宽度防止了扭转接合特征的突出部分和接收部分彼此完全分离。为了清楚和仅作为示例，在图165和166所示的实施例中，在切割图案的切槽内未采用独立的长度限制特征，例如先前描述的那些。

切割图案16510具有支柱16501，其采用具有长度限制尺寸或由切槽16502形成的尺寸特征的扭转接合特征16503。角度16616和接合特征16503的长度有助于限定力的角度以及当扭转接合特征16503的这种长度限制尺寸被接合时施加该力的表面积。这些尺寸可以增加或减小在切槽图案16510的轴向加长期间产生的电阻的量。尺寸16515和16518部分定义了接合特征的频率和大小。

图165是具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案16510的一部分的局部侧视图，该不带螺纹可扩张段具有具有长度限制尺寸特征的梯形扭转形接合特征16503，处于非扩张状态。图166是图165中所示的骨固定装置的切槽图案16510的部分A的局部详细侧视图，该骨固定装置具有不带螺纹的可扩张段，该可扩张段具有梯形的扭转接合特征16503，其具有长度限制尺寸特征，处于非扩张状态。图166描绘了尺寸16605和16607，它们在切割图案中限定了增加的间隙面积。在扭转接合特征16503的长度限制尺寸限制构造的轴向变形之前，间隙的这种增加直接与扩张距离相关。尺寸16606和16604的相对差将在构件之间产生干涉并产生楔入或限制轴向变形。

图193是采用图165中所示的带有切槽图案16510的骨固定装置19300的一部分的侧视图的图片，其具有带梯形扭转形接合特征16503的不带螺纹可扩张段，该特征16503具有长度限制尺寸特征，处于未扩张状态，简化为实践。

图167，167A和167B描绘了本发明的另一个实施例，其结合了本文先前描述的特征。在该实施例中，具有长度限制尺寸特征的扭转接合特征的形状是不对称的。接合特征16703的前边缘或侧边16704成一定角度以可滑动地与角度增加长度变化的轻微斜面接合，并且与变形轴线成锐角的边缘16705提供了可靠的止动。边缘16705的角度还充当斜坡，一旦它们接触，就将力一起施加到表面上。这种不对称性提供了进一步的手段，用于控制切槽图案的轴向加长所需的扭转力以及切槽图案的轴向长度限制特性的鲁棒性。

图167和167A是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16710的部分的局部侧视图，该可扩张的段具有具有轴向长度限制尺寸特征的扭转接合特征，处于非扩张状态。图167B是处于固定状态的具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16710的一部分的局部侧视图，该可扭转扩张段具有在轴向上具有轴向长度限制尺寸特征的扭转接合特征。

图167，167A，167B和167C示出了具有支支柱16701的切割图案16710，该支支柱采用扭转接合特征16703，该扭转接合特征具有长度限制尺寸或由切槽16702形成的尺寸特征。扭转接合特征16703采用长度限制尺寸特征，其在容纳扭转接合特征16703A的侧面或边缘与突出的扭转接合特征16703B的侧面或边缘之间产生干涉接合，从而产生接触点16705A和16704A。扭转接合特征16703的长度限制尺寸特征部分地由尺寸16712大于尺寸16713来限定。

此外，旋转接合特征16703的前侧和后侧或边缘采用这样的角度，该角度通过具有滑动接触接合而促进了切割图案16710的轴向加长。切槽16702的全部或部分可以较大的宽度和/或潜在的整体较短的路径加工，从而简化了制造并缩短了制造时间。扭转接合特征16703的角度还可以通过沿着特征增加附加的接触压力来促进螺钉主体的移除。

切槽16702的宽度或切口16715(图167C)的尺寸通常可以在0.0005英寸至0.015英寸的范围内。切割图案切口16715可被调节以控制整个构造的总长度变化。切割图案切口16715在整个图案中可以是一致的或均匀的，或者可以在整个切割图案16710的长度上变化尺寸。

切割图案宽度或切口16715的尺寸可以***纵以改变构造体在切槽16702的相对面或边缘彼此接触之前可以移位的轴向，扭转和横向弯曲运动的量。对于本文公开的所有实施例都是如此，至少在图214B，214C，216B和216C中示出了一般原理。例如，图216示出了切割宽度21603，其部分地允许在图216A，216B和216C中看到的位移。如果尺寸21603增大，则位移量也将相应地增大。同样，如果减小尺寸21603，则位移量将相应减小。诸如在图214和215中所描绘的那些实施例以及本文中公开的其他实施例具有类似于特征1684(图168B)的间隙特征，所述间隙特征采用与尺寸16811不同的尺寸值，具有将尺寸位移的比率与切槽宽度的尺寸解耦的能力。

尺寸16717和16714是接合特征16703的长度/高度。尺寸16717和16714可以沿着从特征16703到特征16703的切割图案16710变化，或者可以沿着沿着从特征16703到特征16703的切割图案16710相同。尺寸16722和16723是尺寸16717和16714的对应尺寸，尺寸16717和16714与尺寸16722和16723之间的差异决定了要素的重叠量，并且因此，特征16703的接合量部分地用于限制切割图案16710的长度的变化。作为示例，尺寸16714/16717可以比尺寸16722/16723长0.015英寸，这将迫使相应的接收扭转接合特征16703A和突出的扭转接合特征16703B的干涉。尺寸或干涉之间的差异越大，接合越大。从另一个角度看，尺寸16712和16713表示相同的接合。

尺寸16716描绘了接合特征16703的高度或宽度。尺寸16716和16718以及角度16724限定了接合特征16703的边缘16705的尺寸16725。角度16721和角度16724可以相同或可以不同。角度16721和16724可通过增加或减少在特征16703A和16703B接合时所涉及的材料和表面积的量来影响接合量及其可抵抗的拉力的强度。角度16721和16724也可以影响接合的类型。如果角度16721和16724更平行于构造的中心纵向轴线16706，则接合将在更长的轴向位移上进行。此外，如果角度16721和16724更平行于构造的轴线16706，则由于构造的楔入，接合将具有更多的摩擦配合。另一方面，如果角度16721和16724更垂直于构造的轴线16706，则接合将具有更多的止动接触机构。

角度16719表示整个缠绕构件或支柱16701的节距。尺寸16726是支柱16701相对于垂直于轴线16706的线或平面16742的宽度。角度16720是扭转接合特征16703的侧面或边缘16704相对于构造的轴线16706的角度。角度16720部分地确定了在扭转接合特征16703的长度接合尺寸接合之前在加长或拉伸结构期间在结构上施加的摩擦力。可以设置角度16720，使得在加长结构期间，特征16703的边缘或侧面16704(图167A)的这些相对表面之间几乎没有或没有接触。因此，在构造的加长期间，导致在相应的接收扭转接合特征16703A的相应和相对侧16704与突出的扭转接合特征16703B之间产生很少或没有摩擦力。该角度16720取决于角度16719，使得它应该补充由俯仰角度16719所引导的支柱16701的运动，以实现期望的效果。如果在构造体的长度变化期间需要摩擦力，则可以将角度16720设置为更接近于平行于轴线16706。

上述特征提供了一个实施例，其中，接收部分16703A的第一线性侧16704或16705和突出部分16703B的对应的第一线性侧16704或16705，接收部分16703A的第二线性侧16704或16705和突出部分16703B的对应的第二线性侧16704或16705，分别与接收部分和突出部分的第一线性侧相反，相对于装置的纵向中心轴线16706沿相同的方向倾斜并且彼此不平行。

图168、168A，168B，168C，168D，168E，168F，168G，168H和168I是本发明另一个实施例的一部分的局部视图，使用具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16810，其具有扭转接合特征16803，该扭转接合特征采用长度限制尺寸特征以及由切槽16802形成的独立的长度限制特征16804A和16804B。图168示出了处于非扩张状态的切槽图案16810，并且图168A示出了处于扩张状态的切槽图案16810。该实施例类似于图167中所示的实施例，但是切槽图案16810还在前缘或面上采用长度变形限制特征，类似于图152。长度限制特征16804A和16804B的表面成一定角度以促进滑动接触，直到特征边缘在长度变形期间接合为止。扭转接合特征16803的相对侧面或侧面具有楔形形状或倾斜的形状，使得在切槽图案16810的轴向变形时，这些面施加力以用于长度限制特征16804A和16804B的接合。

图168A描绘了以拉伸或扩张状态变形的管状形式的构建体。长度限制特征16804A和16804B被示出为处于接合位置。扭转接合特征16803的对应相对面16805A和16805B接合或相互作用以产生力矢量，该力矢量增加了长度限制特征16804A和16804B的接合上的力。扭转接合特征16803的面16805A和16805B的相互作用用于，部分地，不仅增加了干涉的表面积，而且还限定了几何形状，使得产生的轴向和扭转力转化为与整个切槽图案16810接合的力。因此，不仅装载了长度限制特征16804A和16804B，而且装载了图案16810的整个缠绕构件或支柱16801。对于本文公开的图163-169C中所示的实施例，这种分散或共享的负载特性是相似的。

切槽图案16810的宽度或切口可以是不均匀的，或者切槽16802的长度可以变化。切口16811的尺寸通常可以在0.0005英寸至0.015英寸的范围内。切口16811可以被调节以部分地控制整个构造的总长度变化。切口16811在整个图案16810上可以是一致的，或者可以在整个图案16810的长度上改变尺寸。切口，间隙或尺寸16811、16812和16813示出了一个实施例，其中切槽16802或切槽16802的宽度在整个图案16810中并且特别是在特征1684的区域中变化(图168C)。此外，尺寸16812和16813可沿着图案16810从特征16803到特征16803变化。例如，这些尺寸可以随着在任一端上的切割图案16910的末端附近的特征而减小。这里包括的示例尺寸是针对位于图案中间的特征的，并且随着特征接近两端，它们可以减小间隙尺寸，如图169B所示，其中尺寸16921减小到尺寸16921A；如图169B所示。尺寸16912减小到尺寸16912A；尺寸1613减小为尺寸16913A。变化量将取决于缠绕构件的刚度和缠绕构件16901的长度以及支柱特征16903的数量。尺寸的这种减小是为了优化特征的接合，因为构造的位移在整个切割图案16810的长度上是不一致的，并且朝向切割图案16810的端部的位移较小。

尺寸16816是接合特征16803的长度/高度。尺寸16816可以沿着图案16810在特征1683之间变化，或者在整个图案16810中可以相同。尺寸16819是尺寸16816的对应尺寸。尺寸16819可以沿着图案16810在特征1683之间变化，或者在整个图案16810中可以相同。尺寸16816和尺寸16819之间的差异确定了特征的重叠量，并因此确定了部分起到限制变形作用的特征16803的啮合量，例如切割图案16810的长度变化。作为示例，尺寸16816可以比尺寸16819长0.015英寸，这将迫使相应的接收扭转接合特征16803A和突出的扭转接合特征16803B的干涉。这些尺寸或干涉的差异越大，接合面积越大。

尺寸16817描绘了接合特征16803的高度或宽度。尺寸16821和尺寸16817以及角度16822(图168C)限定了接合特征1683的尺寸16820。角度16825表示支柱1681相对于垂直于构造物的中心纵向轴线16840的线或平面16842的间距随着构造物的长度增加或减小而改变。由于长度变化导致的角度16825的变化影响间隙距离16812和角度16824，以确保相邻或相对的面16804A和16804B之间的期望或最佳界面。

角度16822可通过增加或减少当相对的特征16803A和16803B接合时所涉及的材料和表面积的量来影响接合的量及其可抵抗的拉力的强度。角度16822可影响接合的类型。如果角度16822更平行于构造轴线，则接合将发生在更长的轴向位移上。如果角度16822更平行于构造物的纵向中心轴线16840，则由于构造物的楔入，接合将具有更多的摩擦配合。另一方面，如果角度16822更垂直于构造体的轴线16840，则接合将具有更多的止动接触机构。角度16823是相对于图案16810的缠绕构件或支柱16801的边缘的角度。

角度16825表示在图案16810的相对于垂直于轴线16840的线或平面16842的整个长度13837(图168G)上的缠绕构件或支柱16801的节距。角度16824是旋转接合特征相对于构造的轴线16840的角度。角度16824部分地确定了在长度限制部件16804A和16804B接合之前，在从状态的状态16837到状态的状态16839的延长或拉伸过程中施加在结构上的摩擦力(图168G，168H和168I)。角度16824可被设置为使得在加长期间特征1684A和16804B的表面之间没有或基本上没有接触，这将不会导致摩擦力。该角度16824取决于角度16825，使得它必须补充由俯仰角度16825引导的缠绕物或支柱16801的运动，以实现期望的效果。如果在构造体的长度变化期间需要摩擦力，则可以将角度16824设置为更接近于平行于轴线16840。

图168-168I示出了具有突出部，突起或特征16804A和相应的突出部或特征16804B的实施例，其部分地起到控制构造的旋转和轴向长度变化的作用。部件16804A和16804B由尺寸16814、16815和16818定义，尺寸部分地定义了具有长度间隙16813和旋转间隙16812的部件16804。长度限制特征或突出部16804A和16804B进一步由角度16825和16824限定。可以改变尺寸16818和16814以调节长度限制特征16804A和16804B的接合力和阻力。尺寸16814、16815和16818以及角度16824也定义了间隙尺寸16812和16813。

在某些实施例中，在构造体(图168F)的外表面16842上的尺寸16814可以在0.010至0.100英寸的范围内。在某些实施例中，构造体(图168F)的外表面16842上的尺寸16913在0.010至0.200英寸的范围内。

在操作中，在轴向变形期间，例如延长或压缩结构，长度限制部件16804A和16804B从松弛状态到受力状态的位移，即从低能状态到高能状态的方向分别是轴向(如箭头16828(图168D)所示)和旋转方向(如箭头16827所示)。间隙16813和16812的尺寸以及在支柱16801的长度上采用的接合特征16803的数量确定在长度限制特征16804A和16804B接合之前存在多少自由空间或不受限制的运动长度。

角度16824部分地控制在变形过程中特征16804A的边缘或表面16804A'与特征16804B的边缘或表面16804B'的干涉，例如加长。与角度16824一致，特征16804A的边缘或表面16804A'和特征16804B的边缘或表面16804B'被示为平行的，以有利于在长度改变期间的最小接触。

扭转接合特征16803的相应面16805A和16805B描绘的最小间隙尺寸16811为0.0005至0.003英寸。当边缘在弯曲下彼此接触并改变弯矩的力矩臂或杠杆作用点时，该小间隙16811增加了构造的整体横向弯曲刚度。在突片或长度限制部件的中间具有间隙16813或长度限制部件16804A和16804B也有助于更刚性的横向弯曲构造。楔角16822还有助于横向弯曲中的更硬的构造。当角16822与轴16840接近45度时，会产生一个干涉楔形，以抵抗沿中心轴16840的弯曲。如果翼片特征角16824和角度16822平行于中心轴线16840，则在围绕结构的中心轴线16840弯曲期间将几乎没有干扰或没有干扰。

参照图168D和168E，随着构造沿箭头16828的方向加长并沿箭头16827的方向旋转，间隙16812和16813减小了。同样，随着构造沿箭头16828的方向加长并沿箭头16827的方向旋转，间隙16811的尺寸也会增加。

图168G至168I示出了构造从松弛的缩短状态16837到中间长度状态16838到伸长或长度受限状态16839的进展，该状态与图168D和168E所示的相同但更详细。

这些图显示了间隙16811A，16811B和16811C的进展随着构建体从状态16837到16838过渡到16839而变大。另一方面，这些图显示了间隙16812A，16812B和16812C的进展，并且间隙16813A，16813B和16813C随着构造从状态16837到16838过渡到16839而变小。

图168H描绘了处于完全松弛和完全伸长之间的状态16838的构造。间隙16812B和16813B的尺寸长度不为零，即形成这些间隙的相应表面彼此不接触。间隙16812B和16813B的尺寸在装置的延长期间保持非零，直到达到延长状态16839为止。与其中表面相对于每个滑动或滑动的设计相比，形成这些间隙的表面之间没有接触的状态减小了拉长构造所需的力。由于轴向力16828和旋转力16827的合力矢量，角度16824被设计为匹配运动方向。面16804A’和16804B’在达到设计的伸长状态16839之前不能彼此接触，在该点它们在点16845接触(图168I)。

用于控制扭转和长度限制特征的相对表面的摩擦的上述发明设计和原理，例如，在结构在不同状态之间转换时，消除，降低或增加摩擦，例如，缩短到伸长状态，从低到高应力状态，反之亦然，和/或它们的组合适用于本文公开的所有其他固定实施例。

在某些实施例中，尺寸16811A可以更大，例如0.005-0.015英寸，以便于减少围绕结构的中心轴线16840的受限制的横向弯曲。在图216B和216C中示出了增加该尺寸以产生更大的横向弯曲运动的性质。

图168F描绘了处于非扩张状态的实施例的局部剖视图。该视图用于示出对于图案16810的相同特征，从图案16810的外表面16842到图案16810的内表面16841的尺寸差异。例如，特征16803的一部分在外表面16842上具有尺寸16834，其大于内表面16841上的特征16803的相同部分的尺寸16835。该比率或差异取决于构造的外径和内径以及关于图195-208描述的轴向和旋转切割角。构造物的每个特征都受到这些变量的影响，以使得本文关于例如构造物的外表面描述的尺寸值在整个构造物的横截面上可能不一致。尺寸的这种变化会影响特征的功能设计以及每个相应点的应力和应变条件。

例如，在此实施例中，图168F中所示的内表面16841上的尺寸16814小于图168F中以及图168B，168D和168H中所示的外表面16842上的尺寸16814。该设计特征有助于内表面16841上的特征16804在外表面16842上的特征16804之前关闭或与相对的面部元件接触。任何设计中要考虑的控制尺寸必须包括内表面材料尺寸和界面，以预测构造的行为。与上述接合翼片角度16824和16822中的摩擦和楔入设计考虑类似，诸如图195-208所示的横截面轮廓对接合和强度特性有影响。当切割轴线垂直于外径的切线时，基本平行于构造体的轴线16840的尺寸从外径到内径将保持相似。径向或圆周尺寸从外径到内径变化更大。

上述特征提供了一个实施例，其中，接收部分16803A的第一线性侧16804A/B或16805A/B和突出部分16803B的对应的第一线性侧16804A/B或16805A/B，接收部分16803A的第二线性侧16804A/B或16805A/B和突出部分16803B的对应的第二线性侧16804A/B或16805A/B，接收部分和突出部分的第一线性侧的相对侧相对于装置的纵向中心轴线16840沿相同的方向倾斜并且彼此不平行。

由角度16822限定的扭转接合特征16803的相对表面16805A和16805B具有轴向力16828和扭转力16827产生的合力矢量16846(图168D和168H)。该合力16846用于进一步接合长度限制部件16804A和16804B，并通过在非轴向方向上平移或施加力来减小尺寸16813abd16812，因此增加了产生该机构的力。该楔入效应或力16846以增加其可以承受的总体构造轴向拉伸载荷的方式分配载荷。此外，因为角度16824限定了长度限制特征16804A至16804B的相对表面，所以楔入仅在扭转接合特征16803的后表面16805A和16805B上。当扭转载荷反向时，该机构可以轻松脱离并返回其原始的缩短，松弛状态。当特征16804A和16804B被接合时，在特征16804A和16804B接合时接触的长度限制特征16804A和16804B的相对边缘或面沿箭头16846A和16846B所示的方向产生两个分开的力矢量。

将理解的是，在植入本文公开的装置或骨固定装置并释放本发明装置的主动轴向压缩之后，装置的切割图案的所有切槽或切口可能不一定都返回其原始或低应力状态。这可能部分是由于该装置的近端和远端接合部分与植入这些部分的骨义齿之间的阻力所致。例如，在图168-168I所示的实施例的情况下，在植入本文公开的装置或骨固定装置并释放主动轴向压缩之后，间隙16811C可完全返回到间隙16811A。但是，间隙16812C可以作为间隙16812C重新发送，而不重新发送到间隙16812A。

在本发明的某些实施例中，本文公开的任何骨固定装置都采用扭转或径向变形限制特征，其具有不对称的径向和长度元件，并且屈服力矢量处于三个不同的方向。

图169、169A，169B和169C是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案16910的一部分的局部侧视图比例缩放细节，在由切口16902形成的支柱16901上的扭转接合特征16903的相对侧或边缘上，采用长度限制尺寸特征以及独立的长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B。图169、169B和169C示出了处于非扩张状态的切槽图案16910，并且图169A示出了处于扩张状态的切槽图案16910。该实施例类似于图168中所示的实施例，但是进一步在类似于图160的后缘或面上采用长度变形限制特征。

形成长度限制特征或突片16904A和16904B的扭转接合特征16903的相对面或表面成一定角度以促进滑动接触，直到长度限制特征16904A和16904B在长度变形期间接合为止。形成长度限制特征16905A和16905B的扭转接合特征16903的相对表面或表面在轴向变形时接合并且还施加长度变形限制接合。扭转接合特征16903的面或表面成一定角度以提供可滑动的接合，直到长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B的相对于纵向中心轴16940的相对垂直的边缘接触并有效地阻止轴向变形。长度限制接合特征以及本文所述的所有其他此类特征不仅用于限制构造的总长度，而且用于增加构造在永久变形之前可承受的轴向张力。

图169A描绘了在拉伸或扩张状态下变形的管状形式的构造。长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B被示出为处于接合状态。特征面既具有倾斜的表面也具有倾斜的表面以有利于变形，并且具有基本平行的接合表面以限制长度变形。这些特征都在扭转接合特征16903的前侧和后侧。变形限制特征既可以使长度和扭转方向变形，也可以限制轴向和旋转运动中的总变形。

切割图案16910的切槽16902的切口或宽度可以在切槽16902的长度上变化或不均匀。切缝16911或宽度的尺寸范围通常为0.0005英寸至0.015英寸。可以调整切割图案切口16911的尺寸，以控制整个结构的总长度变化。切割图案切口16911的尺寸在整个图案16910上可以是一致的，或者可以在整个图案切割16910的长度上改变尺寸。间隙或尺寸16912、16913示出了一个实施例，其中尺寸切割图案切口16911在整个图案16910中变化。此外，尺寸16912和16913以及尺寸16921可沿着图案16810从特征16903到特征16903变化。在某些实施例中，在构造的外表面上的尺寸16913在0.010至0.200英寸的范围内。

尺寸16916是接合特征16903的长度/高度。尺寸16916可沿着图案16910从一个特征变化到另一个特征，或者在整个图案16910中可以相同。尺寸16919和尺寸16916是用于确定长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B的接合的相应尺寸。尺寸16916和16919之间的差异部分地确定了特征16904A/16904B和16905A/16905B的重叠量，并因此确定了特征16904A/16904B和16905A/16905B的接合量。作为示例，长度16916可以比尺寸16919长0.015英寸，这将随后迫使特征16904A/16904B和16905A/16905B干涉。尺寸16916和16919之间的差异越大，接合材料的面积越大。

尺寸16917描述了扭转接合特征16903的高度或宽度。尺寸16923、16917、16915、16914、19618、16920和16931以及角度16924部分地限定了接合特征16904A/16904B和16905A/16905B。这些尺寸从特征16903到特征16903可以是一致的，或者它们可以在图案16910的切槽16902的整个长度上在特征16903之间变化。它们的尺寸受到设计间隙16912、16913、16921和16922的限制，接合结构的尺寸也受到尺寸16916和16917的限制。这些尺寸取决于沿着长度的特征16903的间距，直径和数量。

角度16924表示图案16910的缠绕构件或支柱16901相对于垂直于纵向中心轴线16940的线或平面16942的间距。角度16926和角度16925是扭转接合特征16903相对于构造的纵向中心轴线16940的角度。角度16925、16926、16927、16928和16929确定在长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B接合之前在加长或拉伸结构期间施加在结构上的摩擦力。可以设置角度16925、16926、16927、16928和16929，以使在延长过程中这些面之间没有接触，这将在延长结构时产生很小的摩擦力。角度16925取决于俯仰角16924，使得其必须补充由俯仰角16924引导的缠绕物或支柱16901的运动以实现期望的效果。如果在构造体的长度变化期间需要摩擦力，则可以将角度16825设置为更接近于平行于轴线16940的角度。由尺寸16930，设定角度16929和16928分开的尺寸16931和16932是该实施例用来控制构造物加长期间的摩擦的附加控制表面。长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B具有另外的接触表面，这些接触表面在加长过程中影响结构的摩擦响应。

图169-169C示出了具有特征16903的实施例，该特征16903控制结构的旋转和轴向长度变化。特征包括16903，长度间隙16913和旋转间隙16921和16912。可以更改尺寸16918、16923、16914、16920和16915，以调整长度限制部件16904A/16904B和16905A/16905B的接合力和阻力。间隙尺寸16913、16922、16921和16912以及角度16925、16926、16927、16928和16929，部分地限定间隙长度，该间隙长度控制在特征部分16903的接收部分16903A的表面和突出部分16903B的表面之间产生的摩擦。长度限制部件16904A/16904B和16905A/16905B的运动在结构加长期间既轴向又旋转。

间隙16912、16913和16921的大小以及在支柱16901的长度上的扭转接合特征16903的数量确定在长度限制特征16904A/16904B和16905A/16905B接合之前，有多少自由空间或不受限制的运动长度。角度16925和16929在构造物的延长期间控制长度限制特征16904A和16904B的表面的干涉或相互作用。在图169B中，长度限制特征16904A和16904B的相对表面16904A′和16904B′分别与角度16925、16926、16927、16928和16929相一致，基本上与运动方向平行，即在加长期间，当在结构上施加旋转力和轴向力以促进长度变化期间的最小接触时，平行于轴线16940。

接合特征16903的前缘和后缘描绘了0.0005-0.003英寸的最小间隙尺寸16911。当边缘在弯曲下彼此接触并改变弯矩的力矩臂或杠杆作用点时，该小间隙16911增加了构造的整体横向弯曲刚度。在突片或长度限制部件16904A/16904B和16905A/16905B之间具有间隙16913和16921有助于更硬的弯曲构造。非轴向角16925、16926、16927、16928和16929也有助于横向弯曲中的刚性构造。当角度16925、16926相对于轴线16940接近45度时，会产生干涉楔，该楔阻止沿中心轴线16940的横向弯曲。如果突出部16904A/16904B和16905A/16905B的角16924和16922平行于中心轴线16940，则在围绕结构的中心轴线16940弯曲期间将没有干涉。随着构造的延长和旋转，间隙16913和16921减小。当达到设计的长度时，间隙将关闭。

图169-169C所示的实施例与已知的切割图案(例如图212所示)明显不同，因为间隙特征16913和16921以及接合特征16936、16937、16934和16935的预定角度16925、16926、16927、16928和16929。这些特征使得构造物能够以最小的摩擦力延长至预定长度，然后在连续加载期间抵抗进一步的延长，这在临床上对于此类装置通常是可见的。与标准的实心螺钉相比，本实施例在不屈服的情况下起作用，并且能够在对固定的骨组织施加临床上有益的载荷的同时完全恢复到原始状态。

以上附图中所示的实施例不限于附图中所示的特定特征形状。例如，虽然图167中所示的切面模式采用了具有基本上三个侧面的扭转接合特征；但是，该接合特征通常是三个侧面。图168所示的切面花纹采用具有基本上五个侧面的扭转接合特征。并且在本发明的范围内，图169所示的切面花纹采用具有基本上七个侧面的扭转接合特征，可以将这些特征改变为使用三个、四个、五个、六个、七个、八个或九个侧面。

在本发明的某些实施例中，本文公开的任何骨固定装置采用具有径向和长度元件的扭转或径向变形限制特征，该径向和长度元件用于单个扭转或径向变形限制特征的径向方面而不是在单个扭转或径向变形限制特征的轴向上。

至少关于图168和169公开的实施例采用了沿着螺旋支柱(例如16810和16910)的长度形成的多个径向变形限制特征(例如16803和16903)，多个径向变形限制特征中的每个径向变形限制特征由不对称形状的接收部分(例如16803A和16903A)和不对称形状的突出部分(例如16803B和16903B)形成，该不对称形状的接收部分由螺旋支柱的相对侧限定，接收部分的形状不同于接收部分的形状。此外，接收部分和突出部分的各自非对称形状有助于在限定的轴向和/或径向长度上相对于彼此平移，并且一旦获得该长度，就通过接触并接合相对的特征来抵抗或限制相对于彼此的进一步移动或平移。

图170和171描绘了本发明的另一实施例，其中，被缠绕的支柱17001采用由切口17002形成的阶梯状或重复的阶梯状扭转接合特征17003。替代地陈述，切槽图案17010采用扭转接合特征17003，该扭转接合特征17003具有在扭转接合特征上的扭转接合特征的形式或形状。描述切槽图案17010的另一种方式将是，该图案既使用从支柱17001的后缘17122延伸的扭转接合特征17103A，又使用从支柱17001的前缘17121延伸的扭转接合特征17103B。间隙17107表示切槽图案，其宽度在图案的端部附近增加。当结构从切割的槽型过渡到实心的，非切割的部分或部分时，这可以减轻结构的应力。此功能还可以简化后处理，例如电抛光，蚀刻和喷砂处理。

切槽图案17010的总体弯曲刚度，轴向刚度和旋转刚度特性可以与本文所述的其他实施例不同。每个扭转接合特征17003可以采用任何或所有先前公开的特征组。图170是处于非扩张状态的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的局部侧视图。图171是处于非扩张状态的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图。

贯穿本公开描述的特征可以与来自所公开的任何和所有实施例的特征一起使用。锁定机构或长度接合特征，扭转接合特征和螺旋形图案都可以互换使用，这些附图是对可能的实施例的说明，并且不全面涵盖本发明所有变型的范围。

图172-175示出了本发明的其他实施例。在这些实施例中，构件的可变形部分构造成不产生旋转力。

参照图172和173，切割图案17210采用缠绕构件17201，该缠绕构件17沿着沿着由切槽17202形成的图案17210的纵轴的正弦形路径。构件17201的偏转协同作用以不产生净旋转力矩。放置在构件17201的峰和谷顶点处的可选的垂直花键构件17223用于限制施加在构件17201上的径向变形力。

在花键构件17223之间的缠绕构件17201的每个部分17224的作用类似于弯曲的梁，并因此像弹簧一样，随着其变形为直线或轴向构造而变长。缠绕构件17201的数量可以在1到100之间变化，但是取决于构件17201的宽度17307，切槽17202的宽度，缠绕构件17201的偏转幅度17308，切割图案17210的管状形式的直径。围绕结构的管状形式的圆周的缠绕构件17201平行地充当弹簧，从而相应地改变弹簧常数。

在如图172和173所示的基本平行的结构中，弹簧被设置为彼此平行，并且所产生的弹簧常数高于在整个可变形部分的整个长度上采用宽度为17307的单个支柱或弹簧的情况。缠绕构件17201的弯曲图案或轮廓可以改变以期望的方式沿着纵向轴线分布弯曲应变。缠绕构件17201的宽度17307和段17224的长度可以是相同的，或者可以围绕构造的管状形式的圆周变化。图172示出了串联的两个弹簧机构或部分17224，这些弹簧机构的数量取决于切割图案17210的总长度，但是可以从1变化到100，从而相应地改变弹簧常数。例如，图173示出了串联的四个弹簧机构或部分17224，每个部分17224具有与图172所示的不同的变形。

图172是处于非扩张状态的具有不带螺纹正弦形可扩张段的骨固定装置的切槽图案17210的管状形式的局部侧视图。图173是具有处于扩张状态的不带螺纹正弦形可扩张段的骨固定装置的局部侧视图。

图174和175示出了关于图172和173所描述的发明构思的替代实施例。参照图174和175，切割图案17410采用缠绕构件17401，其具有沿着由切槽17402形成的图案17410的纵轴的成角度的路径。构件17401的偏转协同作用以不产生净旋转力矩。如图175所示，箭头17525指示的纵向轴线力施加到切割图案17410上，相对于未使用切割图案17410的部分构造的直径17527，直径17526减小。支柱构件17401可以是均匀的或具有不同的宽度17404。

图174是处于非扩张状态的具有不带螺纹成角度的可扩张段的骨固定装置的切割图案17410的局部侧视图。图175是处于扩张状态的具有不带螺纹成角度的可扩张段的骨固定装置的切割图案17410的局部侧视图。

图176和177描绘了本发明的另一个实施例，其中切割图案17610采用具有波浪形或人字形形状的切槽17602以及支柱17601A和17601B以及连接部分17604。随着轴向载荷施加到切槽图案17610，相似取向的切槽17602之间的尺寸17703增大。挠度由几个变量控制，包括管子的壁厚。支柱17601A，17601B的宽度17606；支柱17601A，17601B的长度17605；支柱17601A，17601B相对于纵向中心轴线的角度；支柱17601A，17601B相对于相邻的支柱17601A，17601B的角度；围绕圆周的支柱17601A，17601B的数量；沿着构造物的轴线的支柱17601A，17601B的数量；切割图案17610的管状形式的直径。

扩张部分具有剪切图案17610。切割图案17610具有相对于轴线成角度的支柱17601A和17601B。切槽图案17610支柱17601A和17601B比主体的圆周短。切割图案17610的连续体具有在连接部分17604处终止的成角度的支柱17601A和17601B。倾斜的支柱17601A和17601B产生弹力以达到治疗效果。倾斜的支柱17601A和17601B关于主体的圆周具有交替的角度。在施加轴向载荷之前，支柱17601A和17601B在轴向上彼此相对平行。随着主体或切槽图案17610加长，支柱17601A和17601B的相对角度彼此发散。在轴向载荷期间，在支柱17601A和17601B的端部处的接合部分17604在轴向分离距离上相对于彼此增加。弯曲，旋转和轴向刚度的总体性质可以与本文公开的其他实施例不同。切割图案17610的变化被认为包括在本公开中。

图176是处于非扩张状态的具有不带螺纹可扩张或可变形段的骨固定装置的切割图案17610的局部侧视图。图177是处于非扩张状态的具有不带螺纹可扩张段的骨固定装置的切割图案17610的局部放大局部侧视图。图178是处于非扩张状态的骨固定装置17800的侧视图，该骨固定装置17800被***两个缩小的骨段501A和501B中。该图示类似于图5的图示，并且螺钉或连接构件类似于图139和140所示的实施例。构件17800的轴具有设置在螺钉的一端的可变形部分17606，以使得剩余部分17807未被切割并且柔性较小。柔性较小的部分17807用于在压缩区域502与骨段501A，501B接合。柔性较小的部分17807可以是带螺纹或不带螺纹的。螺钉可以采用适合于其所接合的组织类型的任何远端螺纹17804构造，例如松质或皮质螺纹类型。近端头17805还可以采用任何功能集来优化临床应用，例如头部，无头，带螺纹，自攻螺纹等。

图179-191描绘了所公开发明的另外的实施例，其中治疗作用机制采用多个部件来获得拉杆弹簧组件，其中弹簧处于压缩状态而不是拉伸状态。这些实施例可以使用各种压缩弹簧设计，例如图186-191所示的那些，包括但不限于压缩弹簧，锁紧垫圈，弹簧垫圈，波形弹簧，中空截头圆锥形的贝尔维尔(Belleville)环形环，由螺旋盘绕线制成的圆锥形弹簧等。在这些实施例中的某些实施例中使用的弹簧线可以具有任何横截面；例如，横截面。例如圆形，扁平，矩形，椭圆形，正方形等。端部配置可以是普通的，接地的，变化的螺距，缠绕的，方形的或任何其他合适的配置。弹簧构造可以利用任何已知的构造，包括但不限于；恒定螺距，锥形，发条盒，沙漏或可变螺距。弹簧可以用金属丝缠绕制成，并经过处理以保持其轮廓。弹簧可以用棒料或油管切割或加工。外径，内径，平均直径，线径，自由长度，固体长度，挠度，螺距，材料和材料加工都是可用于控制设计中的弹簧刚度和应力集中的变量，以获得所需的力分布和几何形状。

空心截锥的贝勒维尔环形圈在某些应用中可能是有利的，因为它们能够吸收彼此反作用的外部轴向力。弹簧构件的横截面通常是矩形的。贝尔维尔弹簧设计用于变形较小的较高载荷。它们可以单独使用或成组使用。成套使用弹簧时，必须考虑摩擦作用。弹簧可以配置成串联布置，即彼此相对布置，该组的所得弹簧常数低于单个弹簧的弹簧常数。由螺旋形螺纹制成的圆锥形弹簧在主动线圈之间具有恒定的间隙，在某些应用中可能是有利的，因为它们能够吸收沿其轴线彼此施加的外部反作用力。

图179-183描绘了本发明的实施例，其中具有压缩区域502的骨段501A和501B被本发明的螺钉构件聚集在一起并随着时间的流逝被锐利地压缩。

图179示出了处于压缩/未扩张/加载状态的构件17900的弹簧或可变形部分17906，其中在箭头505所示的方向上将压缩力施加到骨段501A和501B的压缩区502。螺钉17907的头部通过螺钉主体17900的远端螺纹部分17904的接合，将由弹簧17906产生的压缩力沿箭头505所示的方向传递至骨段501A和501B至压缩区域502。此处示出的压缩弹簧17906是作用在骨表面上的斜垫圈型弹簧。螺钉17900的头部17907和弹簧17906可以保留在骨段501B的表面上。图179-185中的螺钉可以是空心螺钉或实心螺钉，并且这些螺钉可以采用适合于其所接合的组织类型的任何远端螺纹17904构造，例如松质或皮质自攻螺纹类型。

图180是处于扩张状态的骨固定装置18000的侧视图，该骨固定装置18000***到两个缩小的骨段501A和501B中。螺旋锥形弹簧18006与螺钉18000的头部18007和骨501B中的反向钻孔特征18008接合。该构造允许螺钉头部18007和弹簧18006与反钻孔特征18008内的骨501B的表面相切和/或位于其下方。锥形弹簧的使用可以最小化产生所需的给定力所需的弹簧18006的高度。图181是以非扩张状态***两个缩小的骨段501A和501Bb中的骨固定装置18000的侧视图。

图182是以压缩状态***两个缩小的骨段501A和501B中的骨固定装置18200的侧视图。弹簧元件18206定位在凹进垫圈18209内，该凹坑沉没在反向钻孔的骨特征18208中。垫圈18209的唇部18210位于骨501B的表面上。螺钉18200的头部18207可被设计成驻留在袋式垫圈18209的唇缘18210的表面内或与之相切。螺钉18200的头部18207可以与垫圈18209(图182)的唇缘18210平齐，位于垫圈18209(图183)的唇缘18210的顶部，也可以凹入袋式垫圈18209内。弹簧18206和口袋垫圈18209的直径可以变化，以适应最小或更小直径的钻孔，如图185所示。可以通过改变标准弹簧参数，压缩长度，节距，直径，横截面，材料，形状和其他参数来满足所需的弹簧力。

图183是处于压缩状态下***两个缩小的骨段501A和510B中的骨固定装置18300的侧视图。弹簧元件18306定位在沉没在反向钻孔特征18308内的袋式垫圈18309内。垫圈18309的唇部18310位于骨501B的表面上。螺钉18300的头部18307可以被设计成驻留在袋式垫圈18209的唇部18310的表面上。弹簧18306和口袋垫圈18309的直径可以变化，以容纳最小或更小直径的钻孔，如图185所示。

图184是处于扩张状态的骨固定装置18400的侧视图，图185是根据本发明一方面的处于扩张状态的骨固定装置18400的局部截面侧视图。

弹簧元件18406定位在具有唇缘18410的口袋垫圈18409内。螺钉18400的头部18407可以被设计成驻留在袋式垫圈18409的凹部18409A内。头部18407采用工具接口18503来旋转具有管腔18505的构件轴18501。弹簧18406和口袋垫圈18409的直径可以变化，以容纳如图185所示的采用阶梯式直径的垫圈18409的最小或更小直径的骨钻孔。在如图185所示的扩张状态下，头部18407可以从垫圈18409的唇缘18410上方伸出或从其伸出一长度18502。在压缩或非扩张状态下，头部18407定位在垫圈18409的凹部18409A内或大体上在垫圈18409的凹部18409A内。

图186-191表示可以与本文所述的实施例一起使用的某些类型的弹簧机构。图186是在弹簧元件的外径上具有分离的接触构件的骨固定斜角垫圈的等距视图。图187是在内径弹簧元件装置上具有单独的接触构件的骨固定斜面垫圈的等距视图。图188是骨固定斜角垫圈的等距视图，在外径上具有分离的接触构件，该垫圈具有扭曲的取向，以辅助弹簧元件装置的旋转控制和旋转。图189是骨固定波形弹簧元件装置的等距视图。图190是骨固定锥形螺旋形缠绕扁平元件弹簧元件装置的等距视图。图191是骨固定螺旋缠绕的圆形或椭圆形线元件弹簧装置的等距视图。

图192和193描绘了本发明的实施例。图192类似于图140，图193类似于图165。

图194是比较了相对于本发明的装置相对于标准接骨螺钉移位的距离(非线性)的加载和卸载力曲线的图。线19400是在可变形部分变形期间本发明的螺钉的载荷，线19401是在接合特征限制了变形并且继续载荷之后的载荷。线19402是根据本发明的可变形螺钉的初始卸载。线19403是在可变形部分的变形恢复期间可变形螺钉的卸载。虚线19404是加载，而虚线19405是标准不可扩张螺钉的卸载。

标准螺钉在被压缩的基板的距离缩小的小于1毫米的范围内失去压缩力。本发明的可变形螺钉可保持超过4毫米的距离或位置松弛的压缩载荷。

图195-208示出了本发明某些实施例的另一方面。图195–208显示了可以在一个构件中形成上述特征的切槽的某些角度。这些切槽角可通过改变特征的横截面形状和面积，在采用其他类似切槽图案的可变形部分中产生不同的行为。不同的切槽角还可以通过改变干涉，接触的表面以及施加载荷的方向来影响实施例。下面的描述将捕获不同的可能的切槽角度切割所能实现的某些功能。

图195示出了类似于图140-142中所示的实施例的空心螺钉或连接构件19500。示出该构件具有相对于纵向中心轴线19533的沿表面19531的部分轴向横截面和沿表面19532的部分横截面。表面19531与切槽19502相交，从而形成支柱19501。表面19532横切切槽19502，从而形成扭转接合构件19503。

图196示出了构件19600的一部分的截面图，该构件19600的一部分采用插管式中心螺旋形可扩张段19610，类似于图138所示。由轴向横截面形成的表面19531是图像的方向，即垂直于视图。支柱1901由切槽1902形成，该切槽1902以大致垂直于纵向中心轴线19533(即90度或垂直于中心轴线19533)的角度穿过构件19600的侧壁19605形成。

图197示出了采用空心的中心螺旋形可扩张段19710的构件19700的一部分的截面图。由轴向横截面形成的表面19531是图像的方向，即垂直于观看者的方向。支柱19701由切槽1702形成，该切槽1702穿过构件19700的侧壁19705，相对于正交轴19736成角度19734。角度19734可以大约为正负80度。切槽19702的外边缘19735和切槽19702的内边缘19737之间的线或平面不平行于正交轴19736。在整个可扩张部分19710中，角度19734被示为一致或均匀。

图198示出了采用空心的中心螺旋形可扩张段19810的构件19800的一部分的截面图。由轴向横截面形成的表面19531是图像的方向，即垂直于观看者的方向。支柱19801由切口19802形成，切口19802相对于正交轴19836以角度19834穿过构件19800的侧壁19805而制成。角度19834可以是大约正负80度。切槽19802的外边缘19835与切槽19802的内边缘19837之间的线或平面不平行于正交轴19836。在本实施例中，角度19834被示为沿着轴线19533变化。例如，切槽19802可以过渡到不同的角度19834，从而在沿着轴线1953的不同平面中产生切槽19802。该角度变化在构件19800的外表面和/或内表面上产生不同的或可变的切槽图案。这是因为随着该角度19834的变化，截面积沿着轴线19533变化。弯曲刚度，旋转响应，直径变化(响应于扭转载荷，轴向载荷和弯曲载荷)随这些非正交切割角而改变。

切口的角度在其他平面中也可以变化。图199-203是具有不带螺纹的可变形或可扩张段的骨固定装置的可变形部分的局部透视图，在非扩张状态下，其示出了在横截面19502上示出的切割角度变化，该切割角度变化大约与形成可变形部分的支柱的切槽的角度成一定角度。图204-208是具有不带螺纹的可变形或可扩张段的骨固定装置的可变形部分的局部透视图，在非扩张状态下，其示出了在垂直于固定装置的纵向中心轴线的横截面上示出的切角变化。图199-208中示出了形成装置的扭转接合特征的切槽的切角。

图199和204示出了通过空心骨固定构件19900的可变形部分的扭转接合特征19903的剖视图。扭转接合特征19903的侧面由穿过构件19900的侧壁19931的切割路径19944和切割路径19946形成。为了清楚起见，在图204中，示出切割路径19944和19946具有***其中并从其突出的线或平面。切割路径19944和19946形成为与构件1960的圆周的切线正交。换句话说，穿过切割路径19944和19946***的线或平面20448在构件19900的纵向中心轴线20433处相交。

图200和205示出通过插管式骨固定构件20000的可变形部分的扭转接合特征20003的剖视图。扭转接合特征20003的侧面由穿过构件20000的侧壁20031的切割路径20044和切割路径20046形成。为了清楚起见，在图205中，示出了切割路径20044和20046，其具有***其中并从其突出的线或平面。切割路径20044和20046不对称地形成并且相对于构件20000的圆周的切线不正交地形成。非对称切割路径20044和20046分别相对于从构件20000的纵向中心轴线20533径向伸出或放射出的参考线或平面20548以不同的负角形成。

图201和206示出了穿过插管式骨固定构件20100的可变形部分的扭转接合特征20103的剖视图。扭转接合特征20103的侧面由穿过构件20100的侧壁20131的切割路径20144和切割路径20146形成。为了清楚起见，在图206中，示出切割路径20144和20146具有***其中并从其突出的线或平面。切割路径20144和20146对称地形成并且形成为与构件20100的圆周的切线不正交。切割路径20144相对于从构件20100的纵向中心轴线20633径向伸出或放射出的参考线或平面20648成负角。切割路径20146形成为相对于参考线或平面20648成正角，参考线或平面20648从构件20100的纵向中心轴线20633径向地伸出或放射出。如图201和206所示，切割路径20144和20146彼此平行。

图202和207示出了通过空心骨固定构件20200的可变形部分的扭转接合特征20203的截面图。扭转接合特征20203的侧面由穿过构件20200的侧壁20231的切割路径20244和切割路径20246形成。为了清楚起见，在图207中，示出切割路径20244和20246具有***其中并从其突出的线或平面。切割路径20244和20246不对称或对称地形成，并且形成为与构件20200的圆周的切线不正交。切割路径20244相对于从构件20200的纵向中心轴线20733径向伸出或放射出的参考线或平面20748成负角。切割路径20246相对于从构件20100的纵向中心轴线20633径向伸出或放射出的基准线或平面20648成正角。如图202和207所示，切割路径20244和20246彼此不平行。由于切割路径20244和20246的定向，扭转接合特征20203在其沿径向方向远离中心轴线20733移动的能力受到限制。

图203和208示出了通过空心骨固定构件20300的可变形部分的扭转接合特征20303的剖视图。扭转接合特征20303的侧面由穿过构件20300的侧壁20331的切割路径20344和切割路径20346形成。为了清楚起见，在图208中，示出了切割路径20344和20346具有***其中并从其突出的线或平面。切割路径20344和20346形成为不对称或对称，并且形成为与构件20300的圆周的切线不正交。切割路径20344相对于从构件20300的纵向中心轴线20833径向伸出或放射出的参考线或平面20848成正角。切割路径20346相对于基准线或平面20748以负角形成，该基准线或平面20748从构件20300的纵向中心轴线20833径向伸出或放射出。如图203和208所示，切割路径20344和20346彼此不平行。

仅出于清楚的目的，将关于图209-211描述和示出的方法描述为以不同步骤的进展或顺序执行。应当理解并且在本发明的范围内，这样的步骤以交替的顺序或顺序执行，并且实施例可以省略结合说明性方法示出和/或描述的步骤。实施例可以包括未结合说明性方法示出或描述的步骤。说明性方法步骤可以组合。例如，一个说明性方法可以包括结合另一说明性方法示出的步骤。

图209和210是流程图，其描述了用于将本发明的连接构件***骨组织以促进期望的治疗的方法和过程进展。进扩张始于将K线或导向销***所需的放置位置，例如，横切骨的骨折平面。一旦放置了导线，就可以利用导线的相对长度和骨表面进行所需连接构件长度的测量。此后，将空心钻头***K线上方，以增加孔的直径，并潜在地促进骨与连接构件之间的更好机械配合。根据螺钉的类型和所需的螺钉头位置，一个人可以使骨组织沉没以适应螺钉头直径，从而有助于减少骨上的应力和/或调整骨组织上方螺钉的裸露头的高度(图210)。

然后，连接构件可以通过K线旋转到骨中。连接构件的端部可以具有自切割和自攻特征，从而允许其在向前穿过骨前进时移位骨组织。当连接部件的头部与骨接合时，由于头部的尺寸增加和/或头部的不同的节距和/或头部相对于连接构件的远端部分而引起的额外摩擦将对整个骨折平面的骨段施加压缩力。该力还将施加到螺钉的轴向张力特征上，从而有效地延长连接构件并将势能存储到轴向张力中。该构件将拉伸至预定或设计的长度。在获得该长度之后，螺钉构件的持续旋转将增加该构件施加到组织的负荷或轴向张力。***完成后，骨将在愈合过程中开始重塑，并且根据任何单个骨细胞的应力状态，骨生长过程将在该位置吸收或创建更多的骨细胞。这个过程将持续到骨达到骨细胞可接受的应力水平为止。该过程可以通过所存储的轴向张力能量来继续进行，该轴向张力能量继续在整个骨折平面上向骨施加力，从而产生有助于辅助愈合的理想治疗有益压力。

图211是流程图，其描绘了根据本发明的用于构造接合构件的方法和制造过程。从具有适当化学结构的金属锭(例如镍钛诺)中拉制棒料并将其冷加工至适当的直径和所需的物理性能。下一步是在中央管腔上钻孔，并将所需的螺纹和特征的外部轮廓加工到管材中。该加工可以是标准加工技术，低温加工，EDM(放电加工)，研磨或本领域技术人员已知的其他技术。

在获得期望的轮廓之后，将轴向张力特征添加到构造中。这些特征是通过使用业内人士熟知的方法(例如激光切割，EDM，化学蚀刻和喷水加工)去除所需材料而获得的。在之前的所有步骤中，都应格外小心，以确保零件的发热最小，并保持材料的转变温度和机械性能。

最后一步是零件的表面光洁度。这可以通过对零件的重氧化物表面进行一系列化学蚀刻或机械蚀刻来完成。一旦表面相对均匀，就采用电抛光工艺使表面平滑并建立大约200埃的氧化钛层。这两个过程步骤还用于进一步消除由于任何机加工或切削过程而在零件上产生的任何热影响区域。这些步骤还改善了结构的生物相容性，耐腐蚀性和疲劳寿命。此时零件可以进入最后的清洁过程，然后进行包装。螺丝的灭菌可以由制造商或在临床现场进行。

图212是本领域已知的切割图案的示例。

图213，214-214C，215，215A 216-216C，217和217A是本文所包括的各种说明性实施例，以进一步描绘和说明所描述的所公开装置的长度和扭转控制特征的功能方面。这些实施例已被简化以各种配置进行实践和测试。此处显示的数据说明了实际收集的测试数据。此外，已使用Dassault Systems的有限元分析，FEA，计算机软件程序ABAQUS和经验的镍钛诺材料数据库对结构进行了分析。FEA的结果和经验测试融合在一起，验证了本文所公开的测试方法和FEA结果。

图214是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，该不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征和轴向长度限制特征，处于类似于图168中所示实施例的非扩张状态。

图215是具有不带螺纹的螺旋形可扩张段的骨固定装置的切槽图案的一部分的局部侧视图，所述不带螺纹的螺旋形可扩张段具有扭转接合特征和轴向长度限制特征，处于类似于图169中所示的非扩张状态，具有14个选项卡功能而不是19个选项卡功能。选项卡的数量会影响性能特征。

图216和217是类似于图212所示的切槽图案的局部侧视图。

图213示出了在评估图214、215、216和217中描绘的具有0.5英寸轴向长度切割图案，直径为0.118英寸柄的构造期间收集的数据。该配置在轴向张力下加载直至失效。同时也施加了最大为0.25Nm的扭转载荷。曲线图213示出了两种单独模式下的故障点。第一种失效模式是特征的相对部分失效，脱开，拉开拉链或以其他方式彼此脱离的方式。分离特征之后，无法完全恢复构造，因为材料已屈服并且无法恢复原始构造的几何形状。第二种模式是结构从端到端完全屈服。对于临床目的，特征屈服或脱离的点是关键点。所有这四个设计都承受了约180N和0.1Nm的负载。

临床上有意义的分化是构建体承受所谓的预紧力的能力。在使用接骨螺钉的过程中，该螺钉通常接合在皮质骨中并拧紧至骨组织的尖端，以确保骨段的最大压缩力可以超过600N。即使该图示仅旨在示出潜在的差异，但是仅图214中所示的本发明的构造体展示了承受大于600N的负载条件并且仍然能够从中恢复的能力。力的范围越大，在各种临床情况下的安全裕度就越大。如果设计成具有19个扭转啮合特征而不是本研究中采用的14个啮合特征，则图215所示的本发明构造可与图214所示的构造相似。

这里未示出这些构造中的每一个恢复到其原始轴向尺寸或松弛的较低应力状态的能力。图216和217所示的构造以楔入的原理在两个接口表面上操作。这产生了类似锥度配合的机制。哪个原理用于接合的力越大，分离所需的力就越大。其他两种设计，如图214和215所示，是本发明的设计，在特征的两侧都没有楔形机构，从而使恢复力较小。

图214A，215A，216A和217A描绘了图214，215，216和217中所示的构造在轴向和扭转载荷条件下在其各自特征的首次脱开或失效时的状态。对于图214中所示的实施例，在21402处指示特征屈服或失败的点；参见图21。对于图215所示的实施例，为21502；图216所示的结构为21602；对于图217中所示的构建体为21702；对于图217所示的构建体为21702。图214A示出了点21402的脱离，其对应于在图213中所示的3.5mm处的1026N的点21301。图215A示出了点21502的脱离，其对应于在图213中示出的3.75mm处的578N的点21302。图216A示出了点21602的脱离，其对应于在图213中所示的2.7mm处的124N的点21304。图217A示出了点21702的脱离，其对应于在图213中所示的3.1mm处的285N的点21303。

分别在图214A，215A，216A和217A中所示的阴影区域21401、21501、21601和21701，表示材料由于加载条件而承受的应力的数量和分布，颜色越深，应力越高。

图214B，214C，216B和216C示出了本发明的另一方面。图214B，214C，216B和216C中所示的构造被示出为在相同的时刻相对于原始的未弯曲的中央纵向轴线21407和21607处于弯曲或侧向变形。示出了结构的在图214B中示出的总位移21403和在图216B中示出的总位移21603，位移21603大于位移21403。如图所示，图216B和216C所示的弯曲结构的外凸边缘上的间隙21605大于图214B和214C所示的弯曲结构的外凸边缘上的间隙21405。在两种构造中，图216B和216C所示的构造的凹形边缘上的间隙21604和图214B和214C所示的构造的内凹形边缘上的间隙21404也不同。图214B所示的间隙21406完全类似于图216B和216C所示的间隙21604闭合，然而，类似于上面描述的并且在图168B中示出的间隙16813，间隙21404仅与间隙21404的尺寸成比例地闭合，类似于在图168B中示出的间隙16811。如图216所示，几何形状相对于其相邻面移动的能力允许构造物的更无障碍的侧向位移。根据构造的设计目标，可以更改这些变量以产生高度灵活或相对刚性的构造。

图218，219，220，221，222，223，224和225代表实施例中的测试设置和收集的数据，此处以0.5英寸的轴向长度切割图案，直径为0.18英寸的柄的4毫米直径螺钉以及根据ASTMF543-17标准规范在市场上可购买到的装置和基于ISO 5835，ISO6475和ISO 9268的金属医用骨螺钉的测试方法进行了图示。

图218示出了具有螺钉21801的拉力测试装置。来自拉力测试的数据显示在图219中。拉动的结构是可商购获得的具有相同直径的具有相同中心截面的实心实心螺钉(Solid)和本发明螺钉(ActivOrtho)，如图214所示。该材料是(华盛顿州Vashon Island的1522-03的硬质闭孔聚氨酯(PU)泡沫)。图220是描绘了将直径为0.118英寸的柄的螺钉以图214中所示的中心截面拉至故障的结果的曲线图，在点22001处指示。

图221是具有本发明的螺钉的压缩测试块的曲线图，该螺钉的柄直径为0.118英寸，具有如图214所示的可变形的中心截面。当压缩块之间的距离减小几毫米时，区域22101是恢复力。

图222是将具有如图214所示的可变形的中央截面的具有0.118英寸的柄直径的本发明的螺钉扭转至失效的曲线图。

图223，224和225代表针对本文所述实施例的测试设置和收集的数据，以及根据ASTM F543-17标准规范在工业上可商购的装置，四点弯曲测试中基于ISO 5835，ISO 6475和ISO 9268的金属医用骨螺钉的测试方法和测试方法。选择密度为20pcf的硬质闭孔聚氨酯泡沫(1522-03，华盛顿州瓦松岛)作为实验的替代材料。块加工成尺寸为20×20×120mm。在每个泡沫块的中间创建了一个完整的横向截骨术。以四点弯曲的方式加载结构，其上跨度为30mm，下跨度为90mm。样品以1mm/min的速度进行位移控制测试，直到达到200N的轴向载荷或3mm的执行器位移。进行加载以产生高达6Nm的足背力矩。时间，负载和执行器位移数据以20Hz记录，并用于计算刚度和峰值负载/位移。在测试期间将样品保持在37℃。

图223表示具有称重传感器22301和测试样品22302的测试装置，其在图224中详述。图224示出了两个直径为0.118英寸的4mm螺钉22401(“主动4.0mm螺钉”)，其具有如图214中所示的可变形的中心截面，其穿过断裂平面22403。

对于本发明的活动4.0mm螺钉和4.0mm实心Cann螺钉样品，使用3.0mm钻头(用于活动4.0mm螺钉)和2.8mm钻头(用于4.0mm实心Cann螺钉)钻出2个大约45度的斜导向孔。这两个孔仅在块体厚度(10mm)的中点在侧面相交。使用5.5mm counter钻将每个斜孔埋头。预钻孔完成后进行横切开术，以确保正确的碎片对齐。***活动4.0mm螺钉，以便获得2mm的螺钉伸长率。通过测量***后螺钉的长度来验证这一点。

所使用的植入物是具有桥宽度和腿长为20mm的横截面轮廓为2mm乘2mm的SMA钉。从施药器释放后，桥的闭合度为1.5mm，下肢最大闭合度最大为10.8mm。比较中使用了一块八孔，2.7mm的四分之一管状骨板和2.7×22mm的自攻皮层骨螺钉。对于单钉结构，使用导向器预钻2.5毫米的孔，然后将装在施药器中的镍钛合金钉钉***这些孔中并松开。对于双钉结构，应注意避免在垂直孔中钻孔。不同于在单个吻合钉构造中在截骨术的每一侧上钻10毫米，对于每个吻合钉，钻孔在相反的方向上偏移了5毫米。通过保持集中的板和合成块块与台式虎钳平齐来植入板，同时钻出2.0毫米的导向孔，然后***螺钉。放置六个螺钉，使紧邻切骨术的两个孔敞开。有足够数量的板和钉，因此每个板和钉只能使用一次。

图225示出了相对于所测试的每个样品的位移图的所得载荷，其中本发明的活动4.0mm螺钉样品示出了与实心螺钉构造相当的刚度22501。

本发明提供了固定装置和固定装置，包括固定在近端骨接合部分和远端骨接合部分之间的螺旋支柱，该螺旋支柱通过穿过装置侧壁的穿孔形成，当装置从纵向拉长的应力状态转变为纵向压缩的基本松弛状态时，螺旋结构允许装置在远端骨接合部分和近端骨接合部分之间产生在1到10毫米范围内的纵向变形以及在10到1000牛顿范围内产生的拉力。

本发明提供了具有类似于实心螺钉的特征的装置，其中它可以承受的轴向张力和扭矩达到螺纹接合部件及其所要应用的骨组织的极限，直到骨组织或螺钉材料屈服之前，随着组织重塑和吸收，向组织施加压缩力。

本发明提供了具有不对称的轴向和扭转接合特征的装置。

本发明提供了具有不对称的轴向和扭转接合特征的装置。一个接合面可在设计距离内实现最小的摩擦接合，然后锁定或限制进一步的距离。

本发明提供了具有不对称的轴向和扭转接合特征的装置。一个接合面可在设计距离内实现最小的摩擦接合，然后锁定或限制进一步的距离，而另一个接合面则不接合，直到获得设计的延伸距离，然后在相应的轴向力作用下不断增大阻力以进一步延伸。

本发明提供了具有不对称的轴向和扭转接合特征的装置。一个接合面可在设计距离内实现最小的摩擦接合，然后锁定或限制进一步的距离，而另一个接合面则不接合，直到获得设计的加长距离，然后通过楔入啮合特征长度锁定机构，对相应的轴向力施加越来越大的阻力以进一步加长。

本发明提供了具有不对称的轴向和扭转接合特征并且具有类似于实心螺钉的特征的装置，它可能会承受轴向张力和扭矩，直到螺纹接合部件及其所应用的骨组织的极限，直到骨组织或螺钉材料屈服之前，随着组织重塑和吸收，向组织施加压缩力。

本发明提供了一种装置，当装置从纵向伸长的应力状态转变为纵向压缩的基本松弛状态时，该装置在远端骨接合部分和近端骨接合部分之间产生轴向拉力。轴向张力在10到1000牛顿的范围内。

本发明提供了一种装置，该装置能够承受、抵抗失效和/或变形，并且在施加0.1至6牛顿米的扭转力时通常不会屈服。

本发明提供了如下装置，通过施加0.1至6牛顿米的扭力将其植入两个或多个骨段后，当装置从纵向拉长的应力状态转变为纵向压缩的基本松弛状态(例如)时，在远端骨接合部分和近端骨接合部分之间产生轴向拉力，力范围为10到1000牛顿。

在骨段彼此接触并且近端接合特征向骨段施加载荷之后，通过使用标准压缩螺钉施加至骨的载荷将迅速增加。负载可以轻易超过远端和近端组织接合部件的保持力。另外，解决该焦点应力所需的重塑量很小和/或有限。本发明与该效果相反，因为本发明的连接构件将随着骨重塑而继续改变尺寸，因此产生的压缩力将持续更长的时间和/或更大的骨组织重塑距离。

本文公开的装置的实施例的负载曲线表现出非线性行为。非线性弹簧在力和位移之间具有非线性关系。图表显示力与非线性弹簧的位移将具有变化的斜率。本发明的连接构件的可变形弹性中心部分可以在加载时被拉伸并且遵循类似于线13602的非线性轮廓。当弹簧机构达到其最大长度时，螺钉的轮廓便类似于线13603的轮廓。这种设计可以使弹簧始终保持非线性状态。基于支柱或梁的弯曲以及基于超弹性材料的材料特性，本文公开的发明装置的弹簧或可变形部分的这些特性产生相对于其位移非线性变化的力。本发明的装置和方法提供了在至少两个组织构件上施加压缩力的接合构件。通过施加存储的轴向拉伸弹性势能，该能量是通过使用束弯曲和超弹性材料的材料特性产生随位移非线性变化的力的机制释放的。

在本发明的某些实施例中，本文公开的任何连接构件都用于将杆和/或板固定或以其他方式固定到组织和/或骨上。在本发明的某些实施例中，连接构件采用与杆和/或板上的特征相对应的锁定特征，以锁定或固定连接构件的一部分，例如连接构件的近端头部，例如，在杆和/或板的孔或孔内。在本发明的某些实施例中，连接构件的位置在杆和/或板内例如在杆和/或板的孔口或孔内是不固定的或可移动的。在本发明的某些实施例中，连接构件与杆和/或板彼此冷焊。在本发明的某些实施例中，采用连接构件将压缩杆和/或板固定或以其他方式固定到组织和/或骨上。在本发明的某些实施例中，使用接合构件将活动杆和/或板固定或以其他方式固定到组织和/或骨上。在本发明的某些实施例中，采用连接构件将无源杆和/或板固定或以其他方式固定到组织和/或骨上。

在本发明的某些实施例中，本文所公开的任何连接构件均配有，处理或涂覆有以下物质，例如生物制剂、抗生素、骨移植物、BMP、骨胶合剂、药物，或用于帮助促进骨和/或组织及其组合的任何其他材料。在某些实施例中，将这种物质的涂层施加到本发明装置的所有表面上。在某些实施例中，将这种物质的涂层仅施加到本发明装置的内表面或仅外表面。在某些实施方案中，本发明装置的表面具有表面纹理和/或在其中形成的孔，在其中沉积或涂覆了这种或多种物质。在本发明的某些实施方案中，涂层是时间释放物质。

将理解，尽管以上公开的许多实施例被描述为在骨段上提供压缩力，取决于结合构件的可变形部分中所采用的切槽特征的最优化，本文公开的所有装置还可操作以向骨段提供定制的轴向力、扭转力、弯曲力、径向力、剪切力和压缩力及其组合。

将理解，尽管本文公开的实施例已经描述为接合两个骨段，但是本文公开的所有装置也可操作为同时接合两个以上的骨段。

本发明的上述实施例提供了用于主动骨科螺钉系统的系统和方法。特别地，本发明的实施例被配置为向多个骨段提供定制的主动轴向力、扭转力、弯曲力、径向力、剪切力和/或压缩力，从而促进骨生长。因此，本发明的主动骨科螺钉系统增加了成骨刺激性以及段稳定性。

为了提供完整的公开，与申请者相关的美国专利号为8,048,134的美国专利申请和国际申请号为PCT/US2015.063472的国际申请均通过引用整体并入本文。

尽管已经根据特定实施例和应用描述了本发明，但是本领域普通技术人员中，根据该教导，在不背离或超出要求保护的本发明的精神或范围的前提下，本发明可以产生另外的实施例和修改。因此，应理解，本文的附图和描述是作为示例提供的，以促进对本发明的理解，并且不应解释为限制本发明的范围。根据行业中的标准惯例，各种功能未按比例绘制。为了讨论的清楚，各种特征的尺寸可以被示出为任意增加或减小。一些装置可以省略掉结合说明性装置示出和/或描述的特征。实施例可以包括未结合说明性方法示出或描述的特征。说明性装置的特征可以被组合。例如，一个说明性实施例可以包括结合另一说明性实施例示出的特征。