基于正交试验的股骨螺钉

1.本发明涉及股骨螺钉技术领域，具体为基于正交试验的股骨螺钉。


背景技术：

2.传统锁定螺钉(lp)在固定股骨远端骨折中应用广泛，但由于其结构刚度过高造成较高的骨折不愈合(骨痂生长不对称)，钢板近侧应力集中造成较高的内固定断裂等现象，针对lp结构刚度过高的问题，国外学者研究出对侧皮质锁定螺钉(fcl)，有效的降低了lp的固定刚度，为对称性骨痂生成提供有利条件，但是其临床分析以及实验验证表明，fcl螺钉仍存在钢板近侧应力较大、螺钉强度较低等问题，进而造成螺钉断裂，影响愈合。
3.为此，提出一种基于正交试验的股骨螺钉，用于解决上述背景中提到的问题。


技术实现要素：

4.本发明的目的在于提供基于正交试验的股骨螺钉，以解决上述背景技术中提出的问题。
5.为了解决上述技术问题，本发明提供如下技术方案：基于正交试验的股骨螺钉，包括对侧股骨螺钉，所述对侧股骨螺钉的一侧设置有对侧骨板；
6.所述对侧股骨螺钉包括螺杆近端，所述螺杆近端的底端固定连接有远端螺头，所述螺杆近端的顶端固定连接有螺母，远端螺头的直径大于螺杆近端的直径；
7.所述对侧骨板包括侧板，所述侧板的外侧壁上开设有若干个螺孔。
8.优选的，所述螺杆近端穿设于螺孔内。
9.优选的，所述螺杆近端设置有若干个，且若干个螺杆近端长度不一。
10.与现有技术相比，本发明所达到的有益效果是：
11.设计后的对侧股骨螺钉整体应力小且分散，有效的改善了lp应力集中和fcl应力较大的问题，整体变形较大，为骨折断端骨痂的生成提供了有利条件。
附图说明
12.图1为本发明结构示意图；
13.图2为本发明对侧股骨螺钉长度标号对照及使用位置排布图；
14.图3为本发明正常骨条件下螺钉应力对比图；
15.图4为本发明骨质疏松条件下螺钉应力对比图；
16.图5为本发明正常骨条件下骨断端变形对比图；
17.图6为本发明骨质疏松条件下骨断端变形对比图；
18.图7为本发明lp、fcl螺钉内固定的理论分析图；
19.图8为本发明分析所用公式图；
20.图9为本发明压缩条件下螺钉最大等效应力图；
21.图10为本发明扭转条件下螺钉最大等效应力图；
22.图11为本发明压缩条件下骨折断端的变形图；
23.图12为本发明压缩条件下螺钉应力分布图；
24.图13为本发明扭转条件下螺钉应力分布图；
25.图14为本发明压缩条件下螺钉1最大等效应力图；
26.图15为本发明扭转条件下螺钉4最大等效应力图；
27.图16为本发明压缩条件下骨折断端的变形图；
28.图17为本发明正交试验图；
29.图18为本发明正交结果图；
30.图19为本发明压缩条件下螺钉应力极差图；
31.图20为本发明扭转条件下螺钉应力极差图；
32.图21为本发明压缩条件下骨断端变形极差图；
33.图22为本发明极差和单因素变量分析图；
34.图23为本发明正常骨条件下螺钉应力对比图；
35.图24为本发明骨质疏松条件下螺钉应力对比图；
36.图25为本发明正常骨条件下骨断端变形对比图；
37.图26为本发明骨质疏松条件下骨断端变形对比图。
38.其中：1、股骨螺钉；101、螺杆近端；102、远端螺纹头；103、螺母；2、对侧骨板；201、侧板；202、螺孔。
具体实施方式
39.下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
40.实施例一
41.本实施例为基于正交试验的股骨螺钉的具体实施方式。
42.请参阅图1-26，基于正交试验的股骨螺钉，包括对侧股骨螺钉1，对侧股骨螺钉1的一侧设置有对侧骨板2；
43.对侧股骨螺钉1包括螺杆近端101，螺杆近端101的底端固定连接有远端螺头102，螺杆近端101的顶端固定连接有螺母103，远端螺头102的直径大于螺杆近端101的直径；
44.对侧骨板2包括侧板201，侧板201的外侧壁上开设有若干个螺孔202。
45.具体的，螺杆近端101穿设于螺孔202内。
46.具体的，螺杆近端101设置有若干个，且若干个螺杆近端101长度不一。
47.实施例二
48.本实施例为基于正交试验的股骨螺钉设计方法的具体实施方式。
49.基于正交试验的股骨螺钉设计方法，该方法包括如下步骤：
50.s1、对两种锁定螺钉内固定模型进行正常骨、疏松骨条件下的压缩、扭转、弯曲分析，按照100％
×
体重的载荷标准，于髋关节处施加800n的载荷模拟患者术后给予160n(即20％
×
体重)的典型“脚趾触碰”足对地力；
51.s2、对lp、fcl固定股骨远端骨折的螺钉应力进行对比(如图3、4)，得出lp压缩应力较小，扭转应力较大，但均集中在钢板近侧，受力易断裂，而fcl压缩应力和扭转应力较大，应力有所分散但仍有较高的断裂风险；
52.s3、对lp、fcl固定股骨远端骨折的骨断端变形进行对比(如图5、6)，得出lp整体变形小，不利于促进骨痂的形成，影响愈合，而fcl变形较大为骨痂的生成提供了有利条件；
53.s4、对lp、fcl螺钉内固定的理论分析(如图7、8)，把两种螺钉的内固定系统等效成悬臂梁结构，可以得出螺钉的变形、应力均与直径d、工作长度l有关；在保持工作长度l不变的情况下，通过改变直径探究螺钉直径对螺钉结构力学性能的影响；
54.s5、螺钉直径的划分，在原有尺寸ⅱ组的基础上同时以0.5mm的标准增加或减小远端螺头102的直径d、螺杆近端101的直径d的尺寸，划分为ⅰ、ⅱ、ⅲ、ⅵ；并通过分析结果探究螺钉直径对应力、变形的影响(如图9、10、11)，得出直径ⅵ组的应力结果接近最优，但变形较小未达到最优结果。
55.s6、对不同位置螺钉的力学性能结果对比(如图12、13)，对比结果：螺钉的最大压缩应力分布于位置1处，最大扭转应力分布于位置4处；理论分析：结合理论推导，为达到减小螺钉应力的同时增加螺钉变形，就需要改变不同位置的螺钉直径，保持vi组d的尺寸4.5mm不变，改变螺杆近端101直径d的尺寸，在增加1、4位置直径的同时减小2、3位置处的直径，以减小位置1压缩应力，位置4的扭转应力，增加整体变形；
56.s7、对螺杆近端直径对力学性能的影响(如图14、15、16)
57.d为4.0、4.1、4.2mm时，对应的压缩条件下螺钉位置1应力最小
58.d为4.1、4.2、4.3mm时，对应的扭转条件下螺钉位置4应力最小
59.d为3.2、3.3、3.4mm时，对应的压缩条件下骨断端变形最大
60.s8、对不同位置下螺杆近端直径的正交试验设计
61.包括如下步骤：
62.s1、基于直径d对不同力学性能的影响，结合最大等效应力的分布位置，分别将影响最大的d参数赋值于螺钉的相应位置进行正交试验；
63.s2、通过正交试验的方法对不同位置直径条件下内固定系统进行分析
64.目的是找到一组内固定系统应力、变形均相对稳定的螺钉直径参数(如图17)，同时对正交试验结果(如图18)进行极差分析；
65.s3、极差分析(如图19、20、21)，极差大小反应了因素选取值的变动对计算结果影响的大小，通过主次顺序和r值得出最优参数，因为每个因素对各个力学性能影响次序不同，结合极差和单因素变量分析，选取a3 b3 c1 d3为最优组结果(如图22)，并进行分析对比(如图23、24、25、26)。
66.综上结论：设计后的对侧股骨螺钉整体应力小且分散，有效的改善了lp应力集中和fcl应力较大的问题，整体变形较大，为骨折断端骨痂的生成提供了有利条件。
67.需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备
所固有的要素。
68.最后应说明的是：以上所述仅为本发明的优选实施例而已，并不用于限制本发明，尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，对于本领域的技术人员来说，其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换。凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。