专利名称：用于被固定在自然牙齿部分或牙齿上的制剂和相应的固定方法
技术领域：
本发明属于牙科医学领域并涉及第一个独立专利权利要求的序言的制剂。根据本发明的制剂适合于紧固于自然牙齿部分或牙齿上，尤其它适合作为承受载荷的牙齿部分的人工替代品。本发明此外涉根据相应独立专利权利要求的序言的方法，该方法用于将制剂紧固在自然牙齿部分或牙齿上，尤其用作承受负荷的牙齿部分(例如牙髓修复)的替代品，其中根据本发明的制剂紧固于仍然存在的自然牙齿部分上或锚固于其中。
从仍然至少部分地存在的牙齿、即从自然牙齿部分开始的和其中另一个自然牙齿部分被人造牙部分替代的牙齿修复是，例如，有钻孔牙齿的填充，镶补物的插入，牙冠的安置，桥基(在牙冠和牙根之间的界面)，桥，在自然牙根(tooth stumps或tooth roots)上的部分修复术结构件(在牙根和修补物之间的界面)，紧固用牙根插件或类似物的固定，在自然牙根或它的部分中的人造牙，桥，构造元件或牙齿修复物。另一方面，它还已知将饰面、珠宝元件或牙齿校正线的固定元件紧固在完整的自然牙齿上。
为了根据现有技术的状态来填充钻孔的自然牙齿，将牙冠放置于自然牙根上和将齿根插件紧固在自然牙根中，金属、聚合物、陶瓷材料或复合材料的各个部件(填充体，牙冠，齿根插件)借助于聚合物胶接剂被紧固在自然牙齿部分之上或之中。该胶接剂是以粘性状态施用和然后就地例如用紫外光来固化。在完全固化后，这些胶接剂能够满足(如同用它帮助所紧固的部分一样)牙齿所承受的高负荷的要求。
然而胶接剂的固化常常必然伴有收缩。该收缩常常引起在自然和人造牙部分之间的开裂，水分和细菌穿透进入该裂纹中。此外，胶接剂因为水分而膨胀，使得不可逆转地损坏该牙齿。该细菌在自然牙齿部分上引起龋齿。此外，该固化的胶接剂通常是非常脆性和由收缩和/或溶胀所引起的应力不能减少或仅仅由裂缝的形成来减少。由于上述现象，借助于例如聚合物胶接剂所固定的牙齿填充物相对于汞齐填充物而言是较少有毒的但持续时间不太长。
为了使胶接剂收缩率变得尽可能的小，该胶接剂在应用时早已部分地交联。然而收缩问题的这种解决方案具有非常大的限制，因为施加在其上的胶接剂交联越多，它的粘性越大和因此更难以可靠地放置这一胶接剂使得它完全地填充所要填充的空腔。
在出版物US-5244933中建议在牙科领域中使用聚合物胶接剂，它含有高份额的非有机的颗粒以改进在固化条件下它们的机械性能。这些胶接剂是高度粘性的，和因此通过施加高频振动就地将它们调节到改进的流动条件。这一效果是以此类胶接剂的触变性能为基础的和相应的液化没有产生热显影。然而，收缩的问题根本没有解决。
收缩不能被容忍，例如对于牙小管密封的情况而言。因此之故，上述胶接剂无法用于这一目的，但是取而代之，可以使用例如古塔波胶或具有与古塔波胶类似的性能的其它热塑性聚合物。为了施用于牙根管中，聚合物升温至塑性条件和为了再固化而让它足够地冷却。由于在这种情况下的收缩显著地小于由交联固化所引起的收缩。密封牙根管的此类方法例如描述在出版物US-3919775和US-4525147中。根据这些出版物，古塔波胶栓塞被引入该牙根管中。它然后通过加热和/或超声波来全部地调节至塑性条件并被迫进入该小管中。这在没有过度的热载荷下也是可能的，只要该材料具有低的软化温度(古塔波胶70-100℃)就行。该软化温度因此限制材料选择。古塔波胶栓塞的作用是牙根管的密封。该栓塞根本不是机械填充的。实际上，由于该材料的有限的机械强度，它不能够以机械方式填充，即使如在US 4525147中所建议的那样它含有碳纤维。
公开物US-5803736也描述了牙根管的浇铸料的生产，其中生产收缩率不能容忍。建议使用在加热和因此塑性条件下施加的热塑性聚合物。为了防止对自然牙齿部分的热破坏，所使用的聚合物限于具有50-70℃的软化温度的那些。聚己酸内酯被建议是特别有利的，因为它具有55-65℃的软化温度和大约400MPa的弹性模量。显然，此类聚合物无法胜任在牙科领域中的负荷承受功能。
许多已知的牙根插件具有圆形横截面和直轴并处于具有圆形横截面和直轴的相应钻孔中，该钻孔是在牙根中形成的用于放置该插件。因为牙根既不具有圆形横截面也不具有直轴，该钻孔和插件可以仅仅具有非常有限的尺寸，和仍然，视情况而定，牙根的较大部分必须通过产生钻孔被除去。这对于固定的牙根插件的稳定性设置窄的限制。
本发明的目的是获得一种被紧固于自然牙齿部分或牙齿上的制剂，尤其用于替换承载负荷的牙齿部分，和获得将制剂紧固于自然牙齿部分或牙齿上的方法，尤其为了由根据本发明的制剂代替承载负荷的牙齿部分。该制剂和方法使得有可能避免以上所列出的收缩问题和由于紧固或牙齿修复分别的收缩所引起的使用寿命限制。根据本发明的制剂和方法不需要比起着相同作用的已知制剂和方法更多的工作付出，但是相反地至少对于专门应用也带来了有关工作付出的优点。
本发明基于这样一种认识有可能在自然牙齿部分或牙齿(牙本质和/或釉质)的表面与在液体或至少塑性条件下具有热塑性的材料之间产生主动适配(positive-fit)和/或材料适配(material-fit)连接，该连接能够满足在牙科领域中的机械、化学和生物要求。它进一步基于以下认识现有能够满足承载负荷的牙齿部分的强度要求的具有热塑性的已知材料，和有可能用该此类材料产生所述的连接但没有了被修复牙齿部分的不合理的热载荷，如果为了产生该连接所需要的最低量的具有热塑性的材料被液化的话。
为了产生所述的主动适配和/或材料适配连接，从通过机械振动进行熔合的方法(例如超声波熔合)派生了一种方法。这些熔合过程基本上基于利用例如在超声波范围内的频率和在约1-200μm范围内的振幅来振动热塑性塑料的结构体或具有热塑性塑料的表层区域的结构体，和同时让结构体以逐点方式或在小的表层区域中(能量导向器)与另外的表面接触。在接触区域中会在振动材料中产生应力集中，和由于这些应力集中，该材料(即使它具有比较高的软化温度)处于塑性或液体状态，这样在合适的材料配对(例如；两种可混合的热塑性塑料)的条件下，实现了熔合连接。
根据本发明的制剂至少部分地由具有热塑性能的材料组成并且它是以极少地减弱机械振动的方式来设计，使得该材料仅仅在应力集中的位置上利用机械振动被液化，这与超声波熔合的情况一样。利用从超声波熔合技术中已知的能量导向器产生应力集中的定位，后者需要提供或存在于制剂的外表面(以及内表面，视情况而定)上，或在与该制剂接触的自然牙齿部分的表面上。
具有热塑性能的材料所连接到的另一表面是自然牙齿部分的表面并且由都不适合于熔合连接的牙本质和/或釉质组成。然而这些表面具有某些结构(宏观，微观和/或分子的)或提供了此类结构，由机械振动液化的材料与它进行密切地接触，在固化之后它与这些结构形成主动配合和/或材料配合连接。
用于根据本发明的制剂中的材料或材料体系必须具有声波传导性能和足够低的阻尼作用，以使该制剂能够振动。典型地这需要至少约0.5GPa的弹性模量。损耗因子应该足够的高以便在应力集中的区域中发生液化。已经表明，对于根据本发明的牙齿修复，具有至多约350℃的软化温度的热塑性材料是适用的，其中该机械振动是以大约0.1到10秒施加。热量和曝光时间保持如此的小，以致于预计不会发生牙本质或周围的有生命的组织的热损伤。
对于弹性模量和软化温度的所述条件通过具有热塑性能的许多材料(具有热塑性组分的热塑性塑料或复合材料，在下面称作热塑性材料)来实现，该材料不仅满足负荷承载或负荷传输的牙齿部分的机械强度要求而且早以用于其它医学应用中。
根据本发明的制剂的表面的至少一部分由热塑性材料组成，其中在修复时，这一表面区域与需要修复的牙齿部分的表面或与牙齿发生接触或能够与该表面或牙齿接触。此外，根据本发明的制剂可以包括适合在热塑性材料的表面区域中作为能量导向器的成型结构，即投影超出该表面剩余部分的至少0.5um的边缘，尖头，整体形成的部分或粗糙度。然而能量导向器的作用也可以通过被修复的牙齿部分的合适成型结构或该制剂的另一部分来确保。
制剂表面的区域(振动经由它偶联到制剂上)有利地进行设计，使得在其中没有产生应力集中。
为了修复，该制剂被放置在需要修复的自然牙齿部分或牙齿之上或在牙齿之中，然后通过合适的方式，例如通过超声波装置的超声焊极(可能的话经由联结器)进行振动，和与此同时它被压在自然牙齿部分或牙齿上。合适的频率是在2-200kHz(尤其20-80kHz)之间，合适的振荡幅度是在1-200μm之间。实验显示，以0.2到20W/每平方毫米的活性表面的振动功率获得良好的结果。该热塑性材料局部地(尤其在其与自然牙齿部分接触的表面上或接近这一表面)被传输到该制剂的振动所液化并与自然牙齿部分或牙齿的表面紧密接触，据此产生了主动适配和/或材料适配型连接。振幅和功率与特定类型的根据本发明的制剂的最佳匹配可通过实验来确定。理想地，振幅，功率和制剂彼此需要以一种方式匹配以使得声波功率最佳地传输到制剂的表面上。
在自然牙齿部分的表面与根据本发明产生的热塑性材料之间的连接尤其是通过将该液化材料压入到孔隙和表面不规则处，可能的话自然牙齿部分的下部凹陷中所形成的主动适配型连接。然而还可能有通过粘合剂或内聚性交换力所引起的材料适配型连接。在全部的情况下，为了产生这些连接，自然表面与该液化、热塑性材料的紧密润湿是需要的。
为了改进该润湿或为了改进分别产生的连接，可以合适地准备好相关的自然表面。例如，釉质表面或牙本质表面可以变粗糙以实现主动适配(有利的粗糙度0.5-500μm)。为了实现改进的主动适配型连接，也可以在牙本质或釉质的表面上产生保留结构，例如线圈(convolution)，皱纹，具有0.1-2mm的深度的凹口和可能的下部凹陷。在放置根据本发明的制剂之前，该自然表面可以蚀刻和/或用合适的打底剂预处理，以改进自然表面被热塑性材料的润湿性和/或实现提高的粘合剂交换力。在牙本质或釉质表面的预处理之前或与该预处理一起，这些表面能够以本身已知的方式进行密封。可应用的打底剂体系(primer system)包括，以本身已知的方式，与自然牙齿材料和/或分子官能团(与在热塑性材料的一侧上的相应官能团配合)反应的化学反应活性化合物。此类配合官能团例如是两面的极性的匹配以提高交换力，互穿低聚物或当通过振动、光、热或化学活化来活化时以化学方式结合两面的反应活性组分。
用于根据本发明的制剂的合适热塑性材料例如是聚烯烃，聚丙烯酸酯，聚甲基丙烯酸酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚酰胺，聚酯，聚氨酯，聚砜，聚芳基酮，聚酰亚胺，聚苯基硫化物，液晶聚合物(LCP)，聚缩醛，卤代聚合物，尤其卤代聚烯烃，聚苯硫醚，聚砜或聚醚。相应共聚物或聚合物混合物也适用。所述的热塑性塑料也能够以填充状态(具有热塑性组分的复合材料)，即含有玻璃，陶瓷材料、碳或聚合物的纤维、晶须或颗粒来应用，其中该装料可以是均匀的或具有梯度。合适的填料体系在牙科领域中是已知的并可以从工业应用中获知。
包括作为热塑性材料例如脂肪族聚酰胺的制剂的打底剂体系一方面被配备来实施再酰胺化或与聚酰胺的脂肪链连接，这是粘合剂技术领域中已知的，和另一方面与传统的牙科打底剂一样用于与牙本质或釉质的连接。该打底剂体系可以包括两种相容性的打底剂或两种功能都能够在仅仅一种载体分子上实现。
具有热塑性能的材料可以按照本身已知的方式具备起抗菌作用或以变性方式起作用的试剂，或具备X射线吸收剂，或它可以含有颜料。
根据本发明的制剂例如具有被放置在钻孔牙齿内的牙齿部件(牙齿填充物)，结构元件，被放置在牙齿根上的牙冠，架桥，部分或完全修补物，桥基，被插入到可能预先机器加工的自然牙根中的牙根插件(该牙根插件用于紧固假牙、架桥、桥基、结构元件或修补物)的形状，或它具有被放置在牙齿上的元件的(例如饰面，加帽，珠宝饰品，固定件)的形状。根据本发明的制剂例如是单件式并仅仅由热塑性材料组成，或它包括这一材料的至少表面区域而其它区域由满足有关机械强度和振动能力的要求的另一种材料组成。早以用于牙科医学中的金属或陶瓷材料，聚合物，或复合材料适用于这一目的。
由两种不同的材料(其中的一种具有热塑性能)组成的根据本发明的制剂可以包括两个或多个部分，其中由热塑性材料组成的制剂部分位于在自然牙齿部分或牙齿与例如由陶瓷或金属组成的制剂部分之间。
根据本发明的制剂和方法相对于上述已知牙齿修复方法而言的主要优点是在修复时必须塑化或液化的材料的显著降低的收缩，这一材料发生蠕变消除该卸载内应力但没有裂缝形成的固有能力，和这一材料对水分的固有不敏感性。这三种性能导致修复牙齿的高稳定性和高寿命期望值。附加的优点是处于液化或塑性状态的热塑性材料能够补偿在自然牙齿部分与制剂之间的误差，而这对于使用已知的制剂几乎是不可能的这一事实。这意味着根据本发明的制剂所需要的精确度低于已知的此类制剂所需要的精确度。
与上述已知方法相比，根据本发明的方法可具有较少的方法步骤(没有固化步骤)，需要较少时间且是更经济的。根据本发明的修复的附加优点在于下面的事实属于固化该热塑性材料的唯一必需步骤的冷却是可逆的。这意味着有可能重复应用机械振动以消除例如在自然和人造的牙齿部分之间的或在人造牙齿部分之内的裂纹，因此以非常简单的方式反转该修复。还应该有可能通过超声波焊接来修补空缺的部分。这意味着根据本发明的修复能够以非常简单的方式修正或修理。
根据本发明的方法和根据本发明的制剂的举例性实例将结合下面的附图来详细描述。在前面的段落中描述的观察结果和根据本发明的制剂的附加特征因此适用于全部的实施方案形式。
图1显示了用于填充钻孔牙齿(纵剖面)的根据本发明的制剂的四个举例性实施方案；图2显示了用根据图1的制剂填充的牙齿(纵剖面)；图3显示了借助于根据本发明的制剂来实施的牙齿根的添加牙冠(纵剖面)；图4显示了根据本发明的制剂的实例，该制剂具有以被紧固在适当准备的、自然的牙根中的牙根插件的形式(纵剖面)；图5显示了根据本发明的制剂的附加的、举例性的实例，该制剂按照与牙根插件同样的方式用于将人造牙，桥，桥基，结构元件或修补物紧固在自然牙根上(纵剖面)；图6和7显示了根据图5的制剂的远离端的两个举例性的实例；图8显示了呈现被放置在自然牙根上的人造牙齿形式的根据本发明的制剂的另一举例形式的实例(纵剖面)；图9显示了呈现被放置于牙齿上的珠宝元件形式的根据本发明的制剂的另一举例性质的实例。
图1显示了可以用根据本发明的结构元件填充或配备该结构元件的多个牙齿空腔的例子，牙齿1例如因为龋齿而钻孔和因此具有需要填充的开口2。牙齿1沿着它的纵轴横截显示。它包括生长到颌的骨组织3中的牙根4和伸出在颌骨外的牙冠5并涂有釉质6。牙齿的支持元件是牙本质7，由多孔牙本质组成。在牙本质7之内有充满包括脉管系统和神经的结缔组织(牙髓)的牙齿空腔。开口2延伸穿过釉质6进入到牙本质7中，即它在开口2内具有可及表面，该开口具有开放孔隙结构。另外，在开口中的牙本质表面和釉质表面可进行预处理(例如变粗糙，结构化，蚀刻或打底剂处理)以改进在自然牙齿部分和所应用的制剂之间的连接。
为了根据本发明修补在图1中所示的钻孔牙齿1，开口2填充了例如在钻孔牙齿1以上所示的制剂10，11，12，13中的一种。
制剂10包括已知的填充基体材料的基体10.1和由热塑性材料组成的和完全或部分地覆盖基体10.1的表面的接触层10.2。例如，当制剂放置在开口2中时，制剂的面向外的那一侧不含热塑性材料。该制剂10在尺寸上要求它能够至少部分地放置在开口2中，基本上没有使用力。
将制剂10放置在开口2中和然后通过使用生产机械振动的设备的共振器(未显示)，例如通过使用超声波装置的超声焊极，用机械振动来激发，和与此同时将制剂压入到开口2中。在超声焊极和制剂之间放置偶联件，该偶联件包括在其面对制剂的一侧上的该制剂表面的一种反转面和在其面对超声焊极的一侧上的一表面，后者是均匀的并且就尺寸而言适合于标准超声焊极。因此，接触层10.2的材料至少部分地液化并利用所施加的压力与釉质6和牙本质7紧密接触，这导致了正面适配和粘合剂连接。视情况而定，该制剂同时被进一步推挤进入到开口2中。当制剂基体10.1已经足够地推挤进入到开口中时和热塑性材料不再能够压入到孔隙和不规则处之中(例如由材料在釉质和基体10.1之间压出来识别)时，停止振动激发。同时理想地维持加压的压力，直至热塑性材料再固化为止。在热塑性材料的固化之后，基体10.1可以使用已知的牙科技术来与最初牙齿的形状适配。同时，如果需要的话，接触层10.2可以从制剂基体10.1的顶部上除去。
同样适合于填充牙齿开口1的制剂11与制剂10的区别仅仅在于代替紧固于基体上的接触层，它包括单独的接触膜11.2，后者与基体11.1独立地施涂并由具有热塑性能的材料组成。在放置基体11.1之前或同时，接触膜11.2进入开口中。
该制剂12包括在牙科医学领域中已知的高度粘性复合材料的制剂基体12.1(例如可通过例如光，热或超声波固化的胶接剂，或ormocer状体系)。该制剂基体12.1被包围在热塑性材料的优选柔性的接触层12.2之中。制剂基体12.1和接触层12.2的材料彼此在一定程度上相匹配，使得在它们之间形成连接(例如通过硅烷化，表面活化，反应活性基团在接触层的一侧上的接枝聚合)。
制剂12相对于制剂10和11的优点在于以下事实它比以前描述的制剂在更大程度上与开口2的形状适配。复合材料必然有的收缩的缺点是由在固化的复合材料和热塑性材料之间的连接来弥补，这导致下列事实由胶接剂的收缩引起的应力可以传输到热塑性材料中并通过松弛或蠕变来释放。
该接触层12.2也可以是相对刚硬性的并通向顶部，这样牙科医生能够用胶接剂填充它。在这种情况下有利的是用覆盖元件(例如聚四氟乙烯薄膜，金属膜，金属元素，等等)覆盖胶接剂以施加振动。
该接触层10.2或12.2或接触膜11.2有利地具有约0.01到1mm的厚度。但不一定要求接触层或膜在所有位置上具有相同的厚度和覆盖与自然牙齿部分接触的制剂的全部表面。有利地，它包括，在面对牙本质的一个表面上，伸出了至少1μm的呈现肋线，锥体，圆锥体，半球等形式的能量导向器。能量导向器的作用也可以由牙本质/釉质表面来提供。对于制剂11包括接触膜11.2的情况，也可以为制剂基体11.1的表面配备能量导向器。
如前面早以描述的接触层10.2或12.2或接触膜11.2的热塑性材料可以含有与自然牙齿材料或与沉积在其上的打底剂反应的树脂以形成化学粘结。
同样适合于填充开口2的制剂13不包括不具有热塑性能的材料的和被接触层或膜包围的制剂基体，但是它完全地由热塑性材料组成，理想地由填充的热塑性塑料组成，其中填充的程度可以从制剂的周边向着它的中心增加。该热塑性材料可以另外含有在牙齿填充物的技术领域中已知的颜料。该制剂13比制剂10和11更好地与开口2的形状适配，因为热塑性材料的可用量是较大的。
该制剂13尤其适合于紧固结构元件，即用作安放修补物的底座的元件。为此目的，它包括例如在一侧上当被放置时位于牙齿表面上的钻孔，在制剂的紧固之前或之后将结构元件融合(weld)在钻孔之中。
如上所述的空腔2可以用制剂10到13中的一种填充。它也可以用几种相同或不同的制剂填充，其中放置第一制剂和对其施加机械振动。然后放置第二制剂和对其施加机械振动，诸如此类。
如果该开口不仅仅可以从端面进入(如图2中所示)，而且可以从侧面进入，则当施加制剂10到13和之后除去它时，理想的是使用现有技术中已知的辅助设备(例如套筒)。这一辅助设备具有内表面，在该内表面上热塑性材料没有液化或能够容易地从内表面上分离。在开放的一侧，当放置制剂和紧固时，除去接触层或膜。
图2显示与图1相同的牙齿，但是具有填充了制剂10或11的开口2并在可能必要的外表面与牙齿的最初形状的适配之后。图2进一步以放大的比例显示了连接到牙本质上的接触层10.2或接触膜11.2，即在将热塑性材料液化和压入到牙本质7的孔隙中之后。从这一详细图可以识别出通过将热塑性材料液化和将其压入到牙本质和(视情况而定)釉质的孔隙或表面不规则处之中所产生的在牙齿部分和制剂之间的正面适配。该正面适配确保了制剂的很稳定的锚固作用。同样地从放大的详细图中可以看出，理想的是以某种方式设计制剂基体10.1或11.1的表面，该方式使得在基体的材料和热塑性材料之间的同样的正面适配(或还有粘合剂连接)是可能的。为此，制剂基体10.1或11.1的表面可以适当地设计粗糙(约0.5-50μm的粗糙度)或可以在被热塑性材料包围的一侧上提供合适的表面结构。还可以想象到制造多孔性，例如烧结的材料(具有10-300μm尺寸的孔隙，孔隙度为2-80％)的制剂基体10.1或11.1的相应表面。
图3显示了根据本发明的制剂的另一实施方案，人造牙冠14被放置在自然牙齿根20上。牙冠14包括已知用于此目的的材料(例如牙齿用合金，塑料，复合材料，陶瓷化合物)的牙冠基体14.1。在牙冠和牙本质7之间再次放置接触层14.1，后者由热塑性材料组成并被设计成牙冠基体14.1的涂层(制剂10的接触层10.1的类似物)或设计成单独的接触膜(制剂11的接触膜11.2的类似物)。该接触层14.1通过机械振动激发和加压被连接到牙齿根的牙本质7上，和视情况而定，也可以按照与图2中所示类似的方式被锚固在牙冠基体14.1的相应表面结构中。该制剂14不仅仅是牙冠，而且同样地可以是桥，桥基，结构元件，修补物或部分修补物。
图4显示了根据本发明的制剂的又一个实例15，它具有用于牙冠，架桥，桥基，结构元件或修补物的紧固件基体(例如牙根插件)的形状和功能和它被放置和紧固于适当准备(钻孔)的牙根中以及人造牙，桥，桥基，结构元件，部分修补物或完全修补物被紧固于它。该制剂包括制剂基体15.1和接触层15.2或接触膜，但也可以完全地由热塑性材料组成。制剂15按照与根据图1和2的牙齿填充物10、11或13同样的方式来设计。这些图的叙述因此也适用。在它的近端，该制剂配有紧固件，例如以具有内部穿线的袋状孔来显示。该紧固件当然也可以在制剂已经放置和紧固于牙根中之后来产生。
图5显示了根据本发明的制剂的另一个例子16。它再次是用于紧固另外的、人造的牙齿部分(牙根插件)的制剂和因此包括紧固基体16.1。该紧固件基体16.1由适合于负荷承载功能的材料例如钛组成。安放在紧固件基体上的牙根部分16.2包括芯16.3(例如钛线)(理想的是弹性或塑性可变形的和因此可以适配于特定的牙根管)和包封该芯16.3的热塑性材料的覆盖物16.4。该牙根部分16.2至少部分地放置在适当准备的自然牙根的空腔中(例如容纳紧固件基体的钻孔)并适应于这一空腔的形状。伸出到牙根4之外的紧固件基体16.1然后用机械振动激发和压住牙根4，这样坐入到在牙根4的表面上适当准备的底座30中，和牙根部分被推挤尽可能深地进入到牙根的空洞中。同时该覆盖材料至少部分地液化和与牙小管形状适配以及热塑性材料连接到牙本质上。
该制剂16也可以被设计具有多个被紧固在臼齿牙根上的牙根部分16.2。对于本申请，特别有利的是覆盖物16.4的热塑性材料被配备抗菌或变性试剂。
图5显示了处于其紧固状态下的制剂16，即在用机械振动处理之后。该紧固件基体坐落于它的底座30中。牙根部分16.2的芯16.3坐落于被覆盖物16.4包围的牙根4的空洞中，它的热塑性材料至少部分地被压入到牙本质7的孔隙和表面不规则处和因此被锚固在自然牙根中。为了实现在芯16.3和覆盖物16.4之间的良好连接，有利的是为芯16.3配备合适的表面结构(未显示)。
对于根据图5的制剂，特别有利的是为覆盖物16.4的材料配备用于消除保留在牙小管中的髓质的消极效果的抗生素或防腐剂。
芯16.3和覆盖物16.4两者由热塑性材料组成，其中填充在芯区域中的增强材料具有比在覆盖物区域中更大的份额。
图6和7显示了根据图5的制剂16的远端的两种变型，它们经过设计可以防止牙根部分16.2太深入地进入牙根空洞中，和/或防止液化材料从牙根空腔中压挤出来。根据图6，该芯16.3包括限制进入牙根管和/或作为密封剂和还使得牙根部分16.2的位置在X射线照片中清楚可见的增稠部分16.5。根据图7，软性材料(例如古塔波胶)的栓塞16.6排列在该制剂的远端。如果合适的话，栓塞16.6通过制剂的振动而达到塑性条件和因此密封牙根管的内部开口。
图8显示了根据本发明的制剂的另一个实施方案17。该制剂具有被放置到自然牙根4之上的人造牙的形状。该制剂17具有牙冠部分17.1和连接部分17.2，其中牙冠部分17.1由适合于人造牙齿的材料组成和连接部分17.1至少部分地由热塑性材料组成。被紧固在牙冠部分17.1上或可以独立地施涂的连接部分17.2例如形成为平板或一片膜或它包括，正如所示，牙根附件17.3，后者至少部分地可放置于牙根4的空洞中和它在可放置于牙根表面上的连接板17.4上整体形成。属于它的一部分的连接板17.4通过由制造商或由牙科医生将制剂紧固在自然牙根中所实现的正面适配而被连接到牙冠部分17.1上。图8的制剂17在位于牙根4上的顶部上(即在机械振动的应用之前)和在紧固条件下(即在机械振动的应用之后)被显示。
为了将其紧固在牙根中，制剂17放置在所准备的牙根4上以使得牙根附件17.3至少部分地处于牙根空腔之中。然后对制剂施加振动，例如利用超声波设备的超声焊极50来施加振动。
如果可应用的话，偶联件51被放置在超声焊极50和牙冠部分17.1之间，该偶联件一方面适配于超声焊极50和另一方面适配于牙冠部分17.1。为了有利于偶联元件51和牙冠部分17.1的放置，这些能够以可逆的方式，例如通过真空或通过粘合剂来连接。
对于首先两个部分被放置和然后整体进行振动的两部分制剂，其中连接基体17.2的热塑性材料局部地液化，尤其在其与牙本质的接触位置上。同时它被进一步推挤进入到牙根4的空洞4中。如果这样设计，连接基体17.2的热塑性材料也在其与牙冠部分17.1之间的接触表面上发生液化并加压进入到适当准备的表面结构中，这与图2相结合所描述的情况相同。还有可能首先放置连接基体17.2，然后利用振动将它连接于牙根和然后仅仅放置牙冠部分17.1和再一次利用振动将它连接于连接基体17.2上。
按照在图8中所示和所描述的方式相类似的方式，人们不仅可以将牙冠部分紧固于自然牙根而且将其它人造牙部分紧固在自然牙齿部件之中的为了该目的所产生的空腔中。
图9显示了紧固了珠宝元件例如切削钻石的一个完全的自然牙齿，其中在本发明范围内的珠宝元件的后侧携带具有热塑性能的材料层或合适的膜被放置在牙齿和珠宝元件之间以实施紧固。同样地，其它元件如饰面，加帽和固定元件可以紧固于牙齿，例如用于牙齿矫正的线的紧固元件。
权利要求
1.被紧固在自然牙齿部分或牙齿上，尤其用于替代承载负荷的牙齿部分的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)，该制剂可放置在自然牙齿部分之中或在自然牙齿部分或牙齿之上，特征在于该制剂包括具有热塑性能的材料的至少一种区域(10.2，12.2，14.2，15.2，16.2，17.2)或一个部分(11.2)，其中这一材料构成了制剂表面的至少一部分或可以放置而构成制剂表面的至少一部分，和该制剂具有某些振动性能，其中阻尼损耗是如此的小以致于局部应力集中是利用振动液化该材料所需要的，其中该制剂被设计的方式使得应力集中仅仅出现在制剂表面的区域中。
2.根据权利要求1的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于具有热塑性能的材料具有大于0.5Gpa的弹性模量。
3.根据权利要求2的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于具有热塑性能的材料是热塑性材料或具有热塑性组分的复合材料。
4.根据权利要求3的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于热塑性材料或热塑性组分是聚烯烃，聚丙烯酸酯，聚甲基丙烯酸酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚酰胺，聚酯，聚砜，聚芳基酮，聚酰亚胺，聚苯硫化物，液晶聚合物，聚缩醛，卤代聚合物，尤其卤代聚烯烃，聚苯硫醚，聚砜，聚醚或至少两种此类聚合物的相应共聚物或混合物。
5.根据权利要求1到4中一项的制剂，特征在于具有热塑性能的材料是热塑性塑料与纤维，晶须，颗粒，起抗菌作用或以变性方式起作用的试剂，或X射线吸收成分的掺混物。
6.根据权利要求1到4中一项的制剂，特征在于具有热塑性能的材料包括与自然牙齿部分的表面或与沉积在其上面的打底剂反应的活性组分。
7.根据权利要求1到6中一项的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于它包括金属或陶瓷材料的，聚合物的或复合材料的附加区域(10.1，12.1，14.1，15.1，16.1，17.1)或部分(11.1)。
8.根据权利要求1到7中一项的制剂(10，11，12，13，41)，特征在于它具有被紧固在牙齿开口(2)中的牙齿填充物的形状，或被紧固在牙齿(40)的元件(41)的形状。
9.根据权利要求7的制剂(10，11，12)，特征在于它包括制剂基体(10.1，11.1，12.1)和排列在制剂基体(10.1，11.1，12.1)上的接触层(10.2，12.2)，或构成单独的制剂部分的接触膜(11.2)。
10.根据权利要求7的制剂(13)，特征在于它完全地由具有热塑性能的材料组成。
11.根据权利要求1到7中一项的制剂(14)，特征在于它具有被紧固在自然牙齿根(20)上的牙冠，桥基，结构元件，架桥或修补物的形状，和具有热塑性能的材料构成了牙冠，桥基，结构元件，桥或修补物的内表面或可以放置在这一内表面上。
12.根据权利要求1到7中一项的制剂(15，16)，特征在于它包括被紧固在自然牙齿部分的空腔中的紧固件基体(15.1，16.1)，该紧固件基体被配备来将附加的人造牙齿部分紧固到该紧固件基体上。
13.根据权利要求12的制剂，特征在于附加的人造牙齿部分是牙冠，桥基，结构元件，桥或修补物。
14.根据权利要求12或13的制剂(16)，特征在于它包括排列在紧固件基体(16.1)上的至少一种牙根部分(16.2)，该牙根部件包括弹性或塑性可变形的芯(16.3)，和具有热塑性能的材料的覆盖物(16.4)排列在该芯(16.3)周围。
15.根据权利要求14的制剂(16)，特征在于在芯(16.3)的远端排列了芯材料的增稠部分(16.5)或软性热塑性塑料的栓塞(16.6)。
16.根据权利要求1到7中一项的制剂(17)，特征在于它包括牙冠部分(17.1)和连接基体(17.2)，其中连接基体(17.2)至少部分地由具有热塑性能的材料组成并以一种方式设计，该方式使得它可以至少部分地放置在自然牙齿部分的空腔中。
17.将根据权利要求1-16中一项的制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)紧固在自然牙齿部分或牙齿上，尤其由制剂替代承载负荷的牙齿部分的方法，特征在于在第一步骤中准备自然牙齿部分或牙齿，在第二步骤中将该制剂(10，11，12，13，14，15，16，17)以一种方式放置在所准备的牙齿部分或牙齿的区域以使得具有热塑性能的材料与自然牙齿部分或牙齿的牙本质表面和/或釉质表面接触或可达到具有热塑性能的材料与自然牙齿部分或牙齿的牙本质表面和/或釉质表面接触，和在第三步骤中该制剂被激发进入机械振动状态和同时压住该牙齿部分或牙齿。
18.根据权利要求17的方法，特征在于对于用机械振动的激发和加压，该制剂借助于超声波装置的超声焊极(50)或借助于被放置在该超声焊极(50)和自然牙齿或牙齿部分之间的偶联件(51)和该超声焊极被压住在自然牙齿部分或牙齿上。
19.根据权利要求17或18的方法，特征在于在第三步骤中机械振动采用在2-200kHz之间的频率。
20.根据权利要求17到19中一项的方法，特征在于在第一步骤中牙本质和/或釉质表面变粗糙，配备保留结构和/或用打底剂和/或密封剂预处理。
21.根据权利要求17到20中一项的方法，特征在于使用两部分制剂(11)和在第二步骤中首先放置包括具有热塑性能的材料的第一制剂部分(11.2)和进行振动，和然后放置第二制剂部分(12.1)和进行振动。
全文摘要
本发明涉及被紧固在自然牙齿部分上或固定在牙齿上的制剂(10到13)，尤其替代牙齿的承载负荷的部分。该制剂例如是，钻孔牙齿(1)的填料，牙冠，架桥或能够被放置于牙齿根上的修补物，或被插入到牙根中以紧固人造牙齿部分的牙根插件。该制剂具有由具有热塑性能的材料组成的表面区域，和具有某些振动性能，其中有如此低的阻尼损耗以致于局部应力集中是利用振动来液化具有热塑性能的材料所需要的，和该应力集中仅仅发生在制剂表面区域中。该制剂被放置在自然牙齿部分上要求具有热塑性能的材料与牙本质表面和/或釉质表面接触，和然后进行机械振动和同时压住在自然牙齿部分上。用这种方法，具有热塑性能的材料至少部分地被液化和与牙本质或釉质表面紧密接触，使得在固化以后它与它们形成了正面和/或材料连接。以这一方式修复的牙齿体现特征于它们是高度稳定的和具有长寿命，尤其归因于以下事实热塑性材料收缩较少和能够由蠕变消除内应力，与用于相同目的的已知胶接剂相反。具有热塑性能的材料也能够补偿在自然牙齿部分或牙齿与其它人造元件之间的误差，使得对于牙科医生的已知高精度要求能够降低。
文档编号A61K6/087GK1694675SQ03824629
公开日2005年11月9日 申请日期2003年8月15日 优先权日2002年8月23日
发明者J·迈尔, M·埃施利曼, L·托里亚尼 申请人:伍德韦尔丁公司