牙齿植入物的制作方法

牙齿植入物的制作方法
【专利摘要】本发明涉及用牙科仪器将假牙齿植入到牙槽骨内的牙齿植入物夹具，特别地，涉及具有自身竖直自钻孔、水平自钻孔、自切割、自紧缩、以及自身方位变化功能的牙齿植入物夹具。其增加了初始固定力和侵入能力，具有良好的矫正手术误差的矫正能力，并且可以使增加误差或者失败概率的钻孔操作的需要最小化。
【专利说明】牙齿植入物

【技术领域】
[0001]本发明涉及牙齿植入物夹具，且更具体地，涉及这样的牙齿植入物夹具，所述牙齿植入物夹具具有能够竖直穿透的竖直自钻孔功能，达到高的初步稳定性，以及具有允许即刻负载的其他相关元件。

【背景技术】
[0002]植入物通常是指通过将由钛制成的螺旋件插入到牙槽骨里并且使得单独的假牙齿(或者矫正牙齿)与插入的植入物啮合而获得的人造牙齿。
[0003]以下将讨论植入物技术的近期发展和传统植入物的问题。
[0004]首先，在假牙齿(或者矫正牙齿)连接的位置处不可避免地形成间隙，这提供了细菌繁殖的环境，而细菌可能与间隙中的剩余食物一起产生口臭。
[0005]第二，根据图2中示出的已知植入方法，利用手术工具(或者钻孔机)110切割骨101以形成孔(或者开孔)102，植入物夹具20通过孔102植入到骨里。钻孔本身是破坏和削弱骨101的操作。然而，从技术方面来说植入需要钻孔和形成孔。因为钻孔机在形状上与将要植入的植入物夹具20基本上不同，因此绝对不可能将植入物夹具20与通过钻孔形成的孔准确地对齐。如果通过钻孔形成的孔大，可能引起死区(或者空白空间)105，这会降低初步的稳定性，从而增加植入失败的可能性。同时，如果孔小，施加至骨的植入物夹具的压力增加，导致骨破坏。如果通过钻孔形成的孔或者开孔短，那么植入物夹具不可能完全地插入孔中。同时，如果孔或者开孔长，即使在植入物夹具全部插入孔中时，也可能在植入物夹具下形成死区105，因此，骨不能支撑竖直力。
[0006]在存在植入物夹具可能不正确地放置到在错误方向上钻出的孔内的危险的情况中，必须通过钻孔形成新的孔。在这种情况下，可能严重破坏骨，导致植入失败。因此，认为传统的柱形植入物夹具没有任何竖直钻孔功能，或者如果有的话，也不能执行实质的竖直钻孔功能，尽管它们的制造者有这样的广告宣传。这是因为这种柱形植入物夹具具有平坦的或者凸起的尖端并且其切割刀片远离芯部，使得不可能削减与芯部接触的牙槽骨的中心部分。在尖端处没有钻孔功能的传统植入物夹具在插入方向将要改变时或者在压缩的同时旋转以将其放置得更深或者获得更高的锚定时不能平滑地前进。在不容许向前移动的状态中，植入物夹具的任意旋转会在切割刀片到达的区域引起骨的完全切割并且导致植入物夹具松动。即使在允许稍微前进时，过度的压力施加至植入物夹具的没有设置切割刀片的上螺旋件。在植入物夹具没有前进以削减牙槽骨而是由于上螺旋件的旋转的过度压力导致被强制地推进到骨内的情况下，处于较深位置的植入物夹具会带来骨破坏，因为植入物夹具不是通过尖端的骨切除而插入的，而是被推进到骨板中的。因此，在没有被切割的牙槽骨碎片完全填充的螺旋件谷部处形成死区。总之，包含没有钻孔功能的尖端的植入物夹具的使用会增加骨破坏。通过在植入物夹具的中间和上部分处的骨压缩，这个情形持续恶化。在克服这种问题的尝试中，进行附加的或者频繁的骨钻孔导致增加的骨损耗和复杂的手术过程的问题，这是放置传统植入物固有的问题。
[0007]仅供参考，图1a示出了题为“Dental implant (牙齿植入物)”的韩国专利申请第10-2009-7024276号的植入物夹具。现有技术的目的在于通过从植入物夹具20的远端24至近端22增加其厚度来提高压缩作用，但是不能实现钻孔或者切割作用，因为两个螺旋凹槽48仅在植入物夹具的纵向方向上延伸至植入物夹具的中间部分。尽管努力提高了紧缩作用，但是在植入物的插入过程中向骨施加了过度的力。具体地，因为植入物夹具包括平坦的板形尖端，因此植入物夹具的竖直自钻孔功能小得不可能进行竖直穿透。因此，这个技术无法解决之前发明的植入物夹具的问题。
[0008]由于没有竖直穿透或者前进功能，所以牙齿植入物的方向变化是不允许的。在植入物连接至人造牙齿的在前结构时，植入物夹具具有双体结构。由于这个结构，在连接螺旋件和植入物夹具之间不可避免地形成细小间隙。因此，细菌繁殖和食物残渣在间隙中聚集，从而产生不愉快气味。
[0009]除了传统的植入物夹具在放置期间的问题，下面将描述与即刻负载和即刻放置有关的问题以提出植入物夹具的改进。牙齿植入物放置可以被分为即刻放置和延迟放置。根据即刻放置，植入物夹具在牙齿拔出之后即刻放置。根据延迟放置，植入物夹具在继拔牙之后一段预定时间(大约两个月)之后插入。牙齿植入物也可以分为即刻负载和延迟负载。根据即刻负载，在植入之后，牙齿修补物即刻与植入物夹具的上部分啮合以用于咀嚼和美学功能。根据延迟负载，在植入之后3至6个月，牙齿修补物与植入物夹具啮合。
[0010]即刻负载的功能可以分为美学功能和实际咀嚼功能。前面的牙齿主要用于美学功能，而后部牙齿用于咀嚼功能。特别地，为了患者的美感，更需要即刻负载。然而，本领域已知的大部分植入物夹具均基于在延迟放置之后的延迟负载。即刻负载不能应用于传统植入物夹具的原因不是因为植入物夹具被故意设计成用于延迟负载，而是因为植入物夹具的现有设计不适于或者不利于即刻负载。因此，出现各种问题。在延迟植入和延迟负载的过程中，难以在植入之后利用咀嚼功能并且可能损坏患者的脸的美观，限制患者的社交生活。认为即刻放置和即刻负载避免了这个问题，但是考虑到人类骨的生理特性和现有植入物夹具的形状，它们是不可能进行的。
[0011]为了阐明原因，需要在一定程度上理解人类骨的生理特性。人类骨通常可以分为板层骨和编织骨。板层骨是指执行正常的生理功能的天然的骨。编织骨是例如，在长期使用后人类骨损坏或者应力性骨折时或者在出现激素变化之后形成的。在绝经后的女人中，在由于雌激素水平减少导致骨弱化或者骨折时，或者在骨再吸收加速从而减小骨质量或者使骨易碎时形成编织骨。
[0012]当在板层骨中钻出孔以用于牙齿植入时，骨改变为编织骨。编织骨比板层骨弱，会遭受反常的再吸收度，或者在再生期间变得非常弱。在即刻负载期间当施加附加的刺激时，编织骨可能进一步破坏而不是再生或者可能通过纤维组织变形而转变为肉(纤维组织；软组织)而不是骨(硬组织)。这是因为干细胞或者间质细胞取决于环境和条件转变为骨或者软骨、纤维组织、肌肉、脂肪细胞、韧带、疏松结缔组织或者肉芽组织。即，编织骨取决于是否可利用到适当的环境而分化为不同的组织。
[0013]这里，可以提出，在将植入物夹具放置为在牙齿植入期间尽可能多地保持板层骨以使其没有变化为编织骨，或者将植入物夹具形成为具有理想的和最期望的结构以尽可能多地保持板层骨时，即刻放置和即刻负载是可能的。为了即刻负载，骨应当与植入物夹具保持紧密接触并且骨的状态还应当是板层骨。此外，应当尽可能多地固定水平方向上的板层骨。如上所述，基于传统钻孔技术的传统植入物夹具在结构上可能被用于植入的钻孔损坏。这个损坏将板层骨改变为编织骨。即，当损坏的板层骨改变为编织骨并且围绕牙齿植入物夹具恢复为板层骨时，牙齿植入物夹具适当地操作。
[0014]传统的柱形植入物夹具由于水平的骨在抵抗竖直力方面的结构强度的不足而不利于即刻负载。这是因为力基本上聚集在柱形结构的尖端和具有小的水平面积的螺旋件上。盘式牙齿植入物夹具有利于即刻负载，但是能够精确放置牙齿植入物夹具的技术对于实际应用来说还不够好。现在，将解释关于声称能够即刻负载的典型盘式牙齿植入物夹具的植入。
[0015]关于即刻负载，可以提到图1b的盘式牙齿植入物夹具。这种盘式牙齿植入物夹具的一些示例在 EP I 457 165 BUDE 203 04 367 Ul JPEP O 214 962 BI 中发现。图1b 示出了已知的牙齿植入物夹具的形状(参见其中的图8和图9)。图1b的照片示出了牙齿植入物夹具的植入过程，其与传统的用于即刻负载的植入过程相同或者相似。
[0016]参考图1b的照片，以下解释在图1b中的图8和图9中示出的盘式牙齿植入物夹具的植入过程。牙槽骨的横向侧面通过切割直接去除，并且牙齿植入物夹具即刻植入和负载在其中。在照片I中示出牙槽骨的切割并且在其他照片中示出盘式牙齿植入物夹具插入到牙槽骨内。如照片8所示，确保了用于植入物夹具的精确位置，并且人造牙齿耦接至植入物夹具以用于即刻负载。
[0017]传统的牙齿植入物夹具由于其大的水平横截面积而有利于即刻负载。然而，因为传统的牙齿植入物夹具的植入是在切割牙槽骨的侧面之后进行的，所以植入流程复杂并且必然导致更多的骨损失。因为牙槽骨不能以与传统的牙齿植入物夹具相同的形式精确地切害I]，所以产生多个死区。此外，因为牙齿植入物夹具的大小比牙齿大，所以牙齿植入物夹具不能取代单独的牙齿，导致植入的成功率低。由于这种失败的修正手术导致极度的骨破坏。
[0018]如上文解释的，传统的柱形牙齿植入物夹具由于它们的物理结构而在植入时会破坏板层骨。破坏的板层骨改变为编织骨，编织骨然后转变为板层骨。在这个康复过程中，骨变得柔软且疏松并且牙齿植入物夹具没有固定至骨，使得难以将人造牙齿耦接至植入物夹具。因此，需要很多时间用于骨再生以便将牙齿植入物夹具固定至骨。因此，用于牙齿植入物夹具的植入的传统技术局限于延迟负载。传统的盘式牙齿植入物夹具具有如上所述的相同问题。因为传统的盘式牙齿植入物夹具必须嵌入骨中以用于长时间没有任何负载的延迟负载，因此其耦接至将要连接至牙齿的假装置(prosthetic appliance，修复装置)。与这个结构有关的问题是间隙在连接处的形成。间隙提供微生物繁殖的环境。例如，微生物在间隙中繁殖从而产生不愉快气味并且细菌感染缩短牙齿植入物夹具的使用寿命。在修补物通过连接螺旋件连接或者断开时，旋转力(或者扭矩)施加至牙齿植入物夹具。这个力可能引起以低稳定性放置的牙齿植入物夹具的失效。


【发明内容】

[0019]【技术问题】
[0020]本发明期望提供用于将矫正牙齿作为牙齿植入物植入到牙槽骨内的牙齿植入物夹具。特别地，本发明期望提供这样一种牙齿植入物夹具，其具有源自于尖端的独特推进器形状的自身竖直钻孔功能，以及通过具有不同的角度和深度的芯部和螺旋件切割表面的多切割刃系统可以旋转插入或者收回夹具时极好的自身侧向切割功能。
[0021]本发明的牙齿植入物夹具还具有自身反向切割功能和用于稳定性的自身骨紧缩功能(即，通过向骨施加压力而使骨组织致密并获得适当的稳定性的功能)。在由于螺旋件的直径和厚度的增加以及芯部的直径的阶式的、循环、和重复增加而提高骨质量和稳定性的同时，通过向骨施加最佳的压力实现自紧缩功能。这些功能通过自身压力调节系统实现。本发明的牙齿植入物夹具还具有自身自体的骨填充功能以重新使用在骨减少期间产生的自体人类骨碎片填充死区。此外，本发明的牙齿植入物夹具在螺旋件之间具有大的距离和大的深度以便尽可能多地固定水平的板层骨并且对骨几乎没有损坏。
[0022]本发明的牙齿植入物夹具由于其独特的自身竖直钻孔功能而具有最大化的初始穿透和初步的稳定性并且取决于骨质量在不需要使用钻头或者较少使用钻头作为手术仪器来进行植入。本发明的牙齿植入物夹具可以在拔牙之后即刻放置到具有低质量的骨里，可以实现初步的稳定性，并且可以即刻连接至牙齿。由于自身竖直钻孔功能、自身切割功能、自紧缩功能、自身填充功能(自身自体骨填充功能)、没有产生死区并且牙槽骨与牙齿植入物夹具尽可能多地接触，因此允许即刻负载。除了最差的情况以外，本发明的牙齿植入物夹具允许所有的骨质量的即刻负载并且最佳用于即刻负载。特别地，通过多切割刃系统进行的自身侧向切割和自身竖直钻孔功能对本发明的牙齿植入物夹具所固有的自身插入路径改变功能来说是必要的，自身插入路径改变功能允许植入期间的方向变化。本发明的牙齿植入物夹具具有螺旋件形状，其设计成能仅以骨可以最易承受的竖直力(压缩)的形式递送外力至骨。取决于植入物夹具的螺旋件的形式，能够在引起骨破坏的角度下产生张力或者切力。本发明的牙齿植入物夹具设计成能以竖直力的形式递送植入压力。另外，本发明的牙齿植入物夹具设计成甚至在植入之后的操作期间以竖直力的形式将通过牙齿植入物夹具施加的力递送至骨。由于这些设计，本发明的牙齿植入物夹具可以防止骨被竖直力以外的切力和/或水平力减弱和破坏。这个特征通过将切力和/或水平力转换为竖直力的自身力方位变化功能实现。
[0023]由于上述创新的能力，本发明的牙齿植入物夹具可以确保极好的稳定性以便在具有低质量的骨中的即刻放置和即刻负载，可以增加初步的稳定性和穿透性能，具有良好的矫正植入误差的能力，并且可以使增加误差或者失败的概率的钻孔的需要最小化。
[0024]本发明的牙齿植入物夹具包括:尖端段，形成在其下端处以便执行水平的切割并且进行钻孔；和主体段，布置在尖端段的上端处并且由钻孔部分、支撑部分、基座部分组成，其中，芯部和螺旋件线路固定在钻孔的牙槽骨中以便实现与骨的紧密接合、并且钻孔部分、支撑部分和基座部分的侧表面的厚度逐渐增加以使得牙齿植入物夹具可以耦接至牙槽骨，而无需向骨施加过度的力。
[0025]本发明的牙齿植入物夹具允许即刻负载和即刻起作用，这在现有技术中被认为是不可能实现的。本发明的牙齿植入物夹具还不仅采用双体型结构，而且采用单体型结构以便防止由于在传统的双体型植入物夹具的连接螺旋件中的微生物的繁殖引起的副作用(诸如恶臭、感染、和炎症)。
[0026]【技术解决方案】
[0027]根据本发明的一个方面，提供了具有向下成锥形形状并且在其外围表面上形成有螺旋件的牙齿植入物夹具。具体地，牙齿植入物夹具包括:尖端段10，其下中心部分被去除以使得牙齿的牙槽骨I直接从尖端段的下端被钻孔；主体段50，与尖端段10的上端整体形成并且具有从中心芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ;以及牙齿连接段60，布置在从主体段50延伸的基座部分40的上端处。
[0028]主体段50是整体，这个整体包括:形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20 ;形成在钻孔部分20的上端处的支撑部分30 ;和形成在支撑部分30的上端处的基座部分40。钻孔部分20、支撑部分30和基座部分40中的每一个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52。牙齿连接段60形成双体型植入物夹具A，其具有在向下的方向凹入地凹进并且与假牙齿啮合的空间85、86。可选地，牙齿连接段60可形成单体型植入物夹具B，其具有从牙齿连接段的上部分向上直线延伸的牙齿啮合段85A。单体型植入物夹具B和双体型植入物夹具A中的每一个均形成有从牙齿连接段60的柱形外围表面圆周地突出的密封线61。
[0029]主体段50的螺旋件线路52是单个线路类型，其中，从中心芯部51的外围表面突出的一个螺旋的螺旋件线路52螺旋地旋转。可选地，螺旋件线路52是多线路类型，其中，从中心芯部51的外围表面突出的多个螺旋的螺旋件线路52螺旋地旋转。单体型植入物夹具B的芯部51形成得紧邻单体型植入物夹具B的中心线路CL并且具有1.0mm至3.0mm的厚度，并且螺旋件线路具有从3.0mm至5.0mm的间距范围。单体型植入物夹具C的芯部51形成为紧邻单体型植入物夹具C的中心线路CL并且具有0.0lmm至1.0mm的厚度的线路，并且螺旋件线路52具有从4.2mm至5.0mm的间距范围。
[0030]主体段50包括螺旋件线路52和谷部53。螺旋件线路52具有侧表面55，该侧表面的厚度按钻孔部分20、支撑部分30和基座部分40的顺序逐渐增加。螺旋件线路52的侧表面55的厚度在钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40中的每一个中沿向上的方向逐渐增加。主体段50包括螺旋件线路52和谷部53。每一个螺旋件线路52均具有形成包括锥形上端表面56和锥形下端表面57的侧表面55的横截面。锥形上端表面56比锥形下端表面57相对于水平面形成更大的角度。
[0031]主体段50的芯部51的谷部53向下成锥形以使得上端芯部51_1具有的直径比下端芯部51-2大。假定芯部51由在竖直方向上通过螺旋件线路52划分的两个上芯部及下芯部51组成，上芯部51逐渐缩减以使得第一上端芯部51-1和第一下端芯部51-2分别具有不同的直径L1、L2，并且下芯部51也逐渐缩减以使得第二上端芯部51-1和第二下端芯部51-2分别具有不同的直径L3、L4。直径以L4<L2<L3<L1的顺序增加。主体段50具有沿着其外围表面竖直地盘旋上升的一至四行导向槽70中的任何一个。
[0032]形成在导向槽70的右侧处的螺旋件线路52被切割以形成切割器部分71。通过向下切割螺旋件线路52至右侧，每个切割器部分71均向下逐渐缩减至右侧。形成在导向槽70的左侧处的螺旋件线路52向上切割至左侧以形成配对切割器部分72。
[0033]切割器部分71或者配对切割器部分72形成在钻孔部分20和支撑部分30中。切割器部分71或者配对切割器部分72形成在一行或者两行导向槽90中。尖端段10以推进器的形式制造以用于通过去除第一螺旋件线路下面的芯部的部分来水平切割牙槽骨I。
[0034]尖端段10的下中心芯部51具有用于附加切割的凹槽13。凹槽13形成在尖端段10的底表面的中心处。凹槽13可以具有不同的形状，例如，圆形的(a)、多边形的、雷电形的、星形的(e)形状。尖端段10可以具有一至四个切割尖端11。
[0035]每一个切割尖端11均具有通过在顺时针方向上使切割尖端11的上端成锥形而形成的尖％5切割器部分12。
[0036]根据本发明的另一方面，提供了具有向下成锥形形状并且在其外围表面上形成有螺旋件的牙齿植入物夹具。具体地，牙齿植入物夹具包括:位于底部处的尖端段10，用于直接对牙齿的牙槽骨I钻孔；主体段110，包括与尖端段10的上端整体形成并且作为中心轴线的芯部102，和沿着芯部102的外围表面螺旋形成的一行螺旋件线路103，以使得牙槽骨I被切割并且通过螺旋件旋转而钻孔；连接段60，从主体段110的上端上升以具有圆形的外围表面；以及牙齿啮合段85A，所述牙齿啮合段从连接段60的上端延伸以便直接连接至牙齿。将尖端段10形成为使得尖端段10的远端的芯部102的一部分被去除，并且一行螺旋的螺旋件线路103的远端同心地位于距中心线路预定距离处。
[0037]根据本发明的另一方面，提供了具有在其外围表面上形成有螺旋件的单体型牙齿植入物夹具。具体地，牙齿植入物夹具包括:位于底部处的尖端段10，用于直接对牙齿的牙槽骨I钻孔；主体段50，包括形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20、形成在钻孔部分20的上端处的支撑部分30，和形成在支撑部分30的上端处的基座部分40，这些部分整体形成并且其每个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ;连接段60，形成在基座部分40的上端处以便具有竖直的柱形形状；和牙齿啮合段85A，从连接段60的上端延伸并且与牙齿啮合。
[0038]根据本发明的再一个方面，提供了具有形成在其外围表面上的螺旋件的单体型牙齿植入物夹具。具体地，牙齿植入物夹具包括:位于底部处的尖端段10，用于直接对牙齿的牙槽骨I钻孔；主体段50，包括形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20，形成在钻孔部分20的上端处的支撑部分30，和形成在支撑部分30的上端处的基座部分40，这些部分整体形成并且其每个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ；连接段60，形成在基座部分40的上端处以便具有竖直的柱形形状；和牙齿啮合段85A，从连接段60的上端延伸并且与牙齿啮合，其中，在螺旋件线路52形成时，单体型植入物夹具C的芯部51形成为紧邻植入物夹具C的中心线路CL并且具有0.0lmm至1.0mm的厚度的线路。
[0039]【有益效果】
[0040]因为本发明的牙齿植入物夹具围绕中心轴线旋转，其被插入由皮层质骨和松质骨组成的骨组织中以便形成假牙齿根。牙齿植入物夹具由于其钻孔功能而有助于牙齿手术。
[0041]本发明的牙齿植入物夹具被设计为使得植入到松质骨里的主体段的外径向上增力口。由于这个设计，牙齿植入物夹具围绕松质骨对骨组织加压以便确保初步的稳定性并且可以最佳地分配负载以便防止在植入之后出现骨再吸收。
[0042]形成在螺旋件线路的切割器部分或者在植入物夹具的最下端的尖端段具有钻孔功能。由于这个钻孔功能，牙科医生可以将植入物夹具的植入方向改变为期望的方向并且即使在通过钻孔机错误地形成初始孔或者随后通过植入物夹具制成孔时也可以植入所述植入物夹具。
[0043]本发明的植入物夹具允许即刻放置和即刻负载，导致咀嚼功能的改进和在植入之后即刻的美感。
[0044]本发明的植入物夹具构造为保护水平的骨。这个结构允许即刻的负载。植入物夹具具有没有间隙的单体结构。这个结构可以防止细菌的繁殖和恶臭的产生。

【专利附图】

【附图说明】
[0045]图1a示出了在韩国专利申请第10-2009-7024276号中公开的传统植入物夹具；
[0046]图1b示出了传统的盘式植入物夹具和其植入过程；
[0047]图2示出了植入大多数传统植入物夹具的步骤；
[0048]图3示出了植入本发明的植入物夹具的步骤；
[0049]图4a示出了根据本发明的四个实施方式的植入物夹具；
[0050]图4b示出了根据本发明的五个实施方式的植入物夹具，包括作为图4a示出的植入物夹具A的变形的植入物夹具A'；
[0051]图4c示出了根据本发明的实施方式的植入物夹具的尖端段；
[0052]图5是示出了本发明的植入物夹具的主要部分的前截面图；
[0053]图6示出了本发明的植入物夹具的主要部分的前视图和侧视图；
[0054]图7示出了本发明的植入物夹具的芯部的详细的视图；
[0055]图8示出了本发明的植入物夹具的螺旋线路的操作模式；
[0056]图9示出了形成在本发明的植入物夹具的螺旋线路中的切割器部分的形状；
[0057]图10示出了形成在本发明的植入物夹具的螺旋线路中的切割器部分和配对切割器部分的形状；
[0058]图11示出了骨沿着本发明的植入物夹具的导向槽运送的状态；
[0059]图12示出了骨沿着本发明的植入物夹具的导向槽移动并填充在本发明的植入物夹具的导向槽中的状态；
[0060]图13a是示出了本发明的植入物夹具A的立体图；
[0061]图13b是示出了本发明的植入物夹具V的立体图；
[0062]图13c是示出了本发明的植入物夹具B的立体图；
[0063]图13d是示出了本发明的植入物夹具C的立体图；
[0064]图13e是示出了本发明的植入物夹具D的立体图；
[0065]图14a是示出了在从植入物夹具A的尖端段观察时本发明的植入物夹具A的底部立体图；
[0066]图14b是示出了在从植入物夹具A'的尖端段观察时本发明的植入物夹具A'的底部立体图；
[0067]图14c是示出了在从植入物夹具B的尖端段观察时本发明的植入物夹具B的底部立体图；
[0068]图14d是示出了在从植入物夹具C的尖端段观察时本发明的植入物夹具C的底部立体图；
[0069]图14e是示出了在从植入物夹具D的尖端段观察时本发明的植入物夹具D的底部立体图；
[0070]图15示出了本发明的植入物夹具B的正视图；
[0071]图16a示出了在从各种不同角度观察时本发明的植入物夹具V ；
[0072]图16b示出了在从各种不同角度观察时本发明的植入物夹具B ；
[0073]图16c示出了在从各种不同角度观察时不同于图16b的植入物夹具B的本发明的植入物夹具B ；
[0074]图16d示出了在从各种不同角度观察时本发明的植入物夹具C ；
[0075]图16e示出了在从各种不同角度观察时本发明的植入物夹具E ；
[0076]图17示出了在从底部观察时在本发明的植入物夹具中有用的尖端段；
[0077]图18示出了使用本发明的植入物夹具矫正植入误差的状态；以及
[0078]图19示出了使用现有技术的柱形植入物夹具和根据本发明实施方式的植入物夹具B和C的牙科手术的模式。

【具体实施方式】
[0079]本发明提供了用于牙科手术的植入物夹具。在下文中，将参考图3至图19描述本发明的构造和作用。
[0080]已经在【背景技术】中解释了由本 申请人:提交的题为“Dental implant (牙齿植入物)”的韩国专利申请第10-2012-0041160(在2012年4月19日提交)的背景，和新的植入物夹具的发展目的。本发明针对本 申请人:的现有申请增加了三个主要实施方式。图4a示出了本发明的总共四个实施方式。图4b示出了包括需要被区分的一个实施方式的五个实施方式。在图4a中，(a)示出了现有申请的双体型植入物夹具，和(b)示出了单体型植入物夹具。即，图4的(b)示出了在(a)中示出的双体型植入物夹具的主体段应用于单体型植入物夹具的实施方式。因为双体型植入物夹具必须需要具有用于在其上部分处连接的内部孔，所以难以制造成单体型。本发明提供了单体型植入物夹具，其中螺旋件的间距和深度增加以制成明显比双体型植入物夹具的芯部更小和更薄的芯部，同时保持柱形连接段的外形。
[0081]图4a的(C)示出了单体型植入物夹具，其中，进一步去除中心芯部以具有比(b)的植入物夹具的芯部更小的厚度，并且柱形连接段被连续的螺旋件线路55取代。在螺旋件线路形成时，植入物夹具的芯部51形成为紧邻中心线路CL且具有0.0lmm至0.5mm的厚度的线路。图4a的(d)示出了单体型植入物夹具，其中，尖端段的远端处的芯部的一部分被去除并且单个螺旋件线路与芯部的中心同心地突出且与芯部的中心间隔预定距离。
[0082]图4b示出了植入物夹具A和V，其为从图4a中示出的植入物夹具A细分的实施方式。两个植入物夹具之间的差异在于尖端段。具体地，植入物夹具A包括具有凹形凹槽13的尖端段10且植入物夹具A'包括推进器型尖端段。虽然图4a和4b中的植入物夹具A、植入物夹具A'、及其他植入物夹具B、C、和D彼此不同，但是这些植入物夹具是本发明的优选实施方式。因此，将基于图4b描述本发明。
[0083]应注意，在图4a的(a)和图4b的(a)中示出的每一个实施方式称为植入物夹具A，在图4b的(b)中示出的实施方式称为植入物夹具V，在图4a的(b)和图4b的(c)中示出的每一个实施方式称为植入物夹具B，在图4a的(C)和图4a的(d)中示出的每一个实施方式称为植入物夹具C，以及在图4a的(d)和图4b的(e)中示出的每一个实施方式称为植入物夹具D。
[0084]如示出的，本发明的牙齿植入物夹具具有向下的锥形形状并在其外围表面上形成有螺旋件。具体地，牙齿植入物夹具包括:推进器型尖端段10，其下中心部分被去除以使得牙齿的牙槽骨I可以直接从尖端段的下端被钻孔；主体段50，与尖端段10的上端整体形成并且具有从中心芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ;以及牙齿连接段60，布置在从主体段50延伸的基座部分40的上端处。
[0085]即，本发明的牙齿植入物夹具的特征在于尖端段10的底表面的中心被去除。图4c示出了根据本发明实施方式的植入物夹具的尖端段。虽然图4c的六个实施方式仅示出了形成在植入物夹具的远端处的尖端段10，应注意，每个尖端段10的底表面的中心可以具有凹形凹槽、推进器形状、及其他结构空间形状。更详细地，在第一螺旋件线路下面的芯部的部分被去除以形成推进器形状，其中，仅螺纹保留在尖端段上，或者芯部的中心部分基本上被去除以形成凹形凹槽13。
[0086]在图4b的(a)中和图4c的(a)中示出的每一个实施方式中，尖端段10具有以下将描述的凹形凹槽13。在图4b的(b)中和图4c的(b)中示出的每一个实施方式中，尖端段10具有推进器形状。在图4b的(c)中和图4c的(c)中示出的每一个实施方式中，芯部51被更深入地去除。在图4b的(d)中和图4c的(d)中示出的每一个实施方式中，芯部比图4c的(c)中示出的芯部被更深入的去除。在这些实施方式中，芯部从尖端段的下中心部分被去除并且形成凹形凹槽或者空间以使得芯部基本上消失和仅其部分保留下来作为线路。与此相反，在图4a的(d)中和图4c的(e)中示出的每一个实施方式中，芯部102从远端尖端段10完全去除，并且螺旋件线路103从与中心间隔一定距离的位置开始并且向上螺旋盘绕在芯部102的外围表面上。因此，这些实施方式与先前的实施方式基本上相同或者相似，因为尖端段10的底表面的中心部分以空间的形式保留，S卩，芯部的中心部分被去除。因此，图4b和图4c的植入物夹具A、A'、B、C、以及D的每一个在尖端段10的底表面的中心部分处具有凹槽或者结构空间。在植入物夹具用于通过旋转而切除牙槽骨I时，能容易地利用凹槽或者结构空间。根据本发明的五个实施方式的植入物夹具100具有相同的特征，S卩，尖端段的底表面的中心部分被去除且凹形凹槽13或者空间保持在其中。以下将描述植入物夹具的更加详细的结构。
[0087]本发明的有利之处在于，可以通过形成在植入物夹具的最下端处的尖端段10实现自身钻孔功能。因为尖端段10以推进器的形式制造以便用于牙槽骨I的竖直切割和水平切割，因此与尖端段10面对面接触的牙槽骨I在尖端段10旋转时可以被切成片。即，尖端段10的频繁旋转允许将与尖端段面对面接触的牙槽骨I切割成片以引起钻孔。因为传统的植入物夹具在尖端段的横向侧而不是尖端段的下侧具有钻孔功能，其钻孔功能基本上相当于侧面钻孔而不是竖直的向下钻孔，导致骨在尖端段的侧表面处被侧面钻孔破坏。此夕卜，在这种传统的植入物夹具100穿透骨至预定深度之后，其持续闲置而不会更进一步前进。这是因为尖端段10由于其平面形状而导致没有在竖直方向上切除骨的能力。与此相反，根据本发明的植入物夹具的尖端段10保持尖端芯部被去除的状态，因此与尖端段10接触的牙槽骨I的表面被切成片。尖端段10将骨切割为薄的和小的碎片。即，尖端段10在向前移动时执行钻孔功能以锐利地切割骨。根据本发明的植入物夹具的连接段60具有竖直的柱状结构。
[0088]【发明的模式】
[0089]在下文中，将更详细地描述本发明。本发明的植入物夹具包括主体段50，主体段50包括形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20、形成在钻孔部分20上端处的支撑部分30、和形成在支撑部分30上端处的基座部分40。钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40彼此整体形成，并且其每个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52。
[0090]S卩，在这个实施方式中，仅详细地解释主体段50。示出的植入物夹具A、A'、和B与这个实施方式对应。本发明的植入物夹具100具有向下的锥形形状，并且包括形成在其最上端部处的连接段60以具有假牙齿可以啮合的空间85、86，和形成在连接段60的下端处的主体段50。主体段50的基座部分40、支撑部分30和钻孔部分20以这个顺序从顶部连续地形成。螺旋件线路52从主体段50的外围表面突出。螺旋件线路52沿着主体段50的外围表面螺旋形成。由于这个结构，在螺旋件线路52之间自然形成谷部。更具体地，根据本发明的植入物夹具100的连接段60、主体段50、和尖端段10以这个顺序从顶部连续地形成，当在水平方向上观察时，植入物夹具100的中心部分对应于芯部51，并且螺旋件线路52形成在芯部51的外周上。
[0091]本发明的植入物夹具100可以具有各种形状。图4b的(a)和(b)示出了双体型植入物夹具100，图4b的(c)、(d)、以及(e)示出了单体类型的植入物夹具100，B。在本发明中，单体型植入物夹具通过参考符号B区分。在牙齿连接段60的形成中，双体型植入物夹具100可以具有假牙齿可以啮合的向下的凹进空间85、86，或者单体型植入物夹具100，B可以具有从牙齿连接段60竖直上升的牙齿啮合段85A。
[0092]双体型植入物夹具100在牙齿连接段60的上端处具有空间。螺旋件形成在空间中，并且假牙齿(或者人造牙齿)可以螺旋接合至空间。在单体型植入物夹具100，B中，假牙齿被安装到从牙齿连接段60向上延伸的牙齿啮合段85A内。在图4b示出的实施方式中，双体型植入物夹具对应于植入物夹具A和植入物夹具A'，植入物夹具A'除了尖端段的形状之外与植入物夹具A相同。单体型植入物夹具对应于植入物夹具B、C、和D。
[0093]连接段60具有从其柱形外围表面圆周地突出的密封线61。这个结构可以在图4b的植入物夹具A、和B中看出。虽然未示出，这个结构还可以应用于植入物夹具C和D。在植入物夹具100被植入时，连接段60是钻孔机装配于其中的部分。连接段60还是随后假牙齿(或者人造牙齿)装配在其中的部分。因此，这个结构在植入物夹具100的成功率和长时间稳定性方面起重要作用。
[0094]在连接段60中，向骨施加最大的力。因此，优选地将连接段60设计为使得力在骨可以很好承受该力或者递送的力的幅度减小的方向上递送。因为传统的植入物夹具的连接段具有三角形的盘头形状或者锥形头形状，可以在水平方向上施加力并且骨可能在植入期间通过过度压力破坏。
[0095]试图解决上述问题，本发明采用连接段的线性柱形形状。另外，柱形连接段60形成有从其外围表面突出的密封线61。密封线61可以布置为多行用于气密密封。本发明的植入物夹具100在植入期间还具有钻孔功能。具有预定深度的凹槽形成在牙槽骨I中，并且植入物夹具100与骨面对面地接触并且使用螺丝刀在凹槽中旋转。因此，远端的尖端段10穿透牙槽骨I并且在其中钻孔。在这时候，牙槽骨I被切成片，并且片保持在植入物夹具100的外围表面和牙槽骨I之间的孔2中，并且通过植入物夹具100的旋转所述片移动至孔的上端。片通过导向槽70排出至外部以使得在植入的初期植入阻力最小化。然而，在植入的后期，密封线61阻止牙槽骨碎片排出至外部。在植入物夹具100进一步旋转以用于植入时，自体的骨碎片不能从导向槽70及其他死区漏出，并且然后填充死区。
[0096]S卩，牙槽骨I在初期排出至外部，但是切片的牙槽骨I和切成碎片的牙槽骨I积累在孔2的第一部分中，在植入物夹具100插入至一定程度时，孔2的该第一部分被连接段60的密封线61封闭。基于切片的牙槽骨I在患者的口腔中容易转变和再生为新的骨或者软骨的原理，防止切片的牙槽骨I通过被排出到外部而浪费。密封线61用来进一步提高连接段60的耐用性。在患者进食时施加负载的情况下，具有凹槽的传统植入物夹具100或者包括具有小直径的连接段60的传统植入物夹具100可能由于咀嚼压力出现的积累疲劳而破损。与此相反，连接段60和密封结构用来加固本发明的植入物夹具。
[0097]再次参考附图，图4b的(a)、(b)、和(C)对应于形成密封线61的实施方式，和图4b的(d)和(e)对应于没有形成密封线的实施方式。根据本发明，取决于植入物夹具具有的形状和植入物夹具用于什么地方，可以从单体型植入物夹具100省去密封线61。当预期将植入物夹具插入和坚固地植入到牙槽骨I里时，具有密封线61的植入物夹具C用于植入。否则，没有密封线61的植入物夹具D和E用于植入。
[0098]各种形式的螺旋件线路52可以用于本发明的其他实施方式。具体地，在图4a的(a)、(b)和(c)中示出的植入物夹具A、B和C的每一个具有两行螺旋件线路52，并且图4a的(d)中示出的植入物夹具D具有一行螺旋件线路103。优选地，主体段50具有从中心芯部51的外围表面突出并螺旋旋转的单个螺旋件线路52。可选地，主体段50可以具有从中心芯部51的外围表面突出并螺旋旋转的多个螺旋件线路52。
[0099]具有两行螺旋件线路52的植入物夹具100具有比具有一行螺旋件线路103的植入物夹具100更好的切除性能。因此，具有两行螺旋件线路52的植入物夹具100甚至可以在更小数量的旋转下深入地插入牙槽骨I内。然而，当期望将植入物夹具100放置到坚硬的骨或者窄的骨里时，具有一行螺旋件线路52的植入物夹具100 (例如，植入物夹具D)可能是必需的。因而，本发明包括所有的这种实施方式。返回参考附图，图4b的植入物夹具A、A' 3和C具有两行螺旋件线路52，并且植入物夹具D具有一行螺旋件线路52。本发明的植入物夹具可以选择性地具有两行至四行的螺旋件线路52。可以根据植入物夹具的特征形成一行或多行螺旋件线路52。
[0100]在本发明的另一个优选实施方式中，单体型植入物夹具100，B的芯部51可以形成为紧邻单体型植入物夹具B的中心线路CL从而具有1.0mm至3.0mm的厚度并且形成具有从3.0mm至5.0mm的间距范围的螺旋件线路。可选地，单体型植入物夹具C的芯部51可以形成为紧邻单体型植入物夹具C的中心线路CL从而具有0.0lmm至1.0mm的厚度并形成从4.2mm至5.0mm的间距范围的螺旋件线路52。
[0101]即，其中单体型植入物夹具100，B的芯部51形成为紧邻单体型植入物夹具B的中心线路CL从而具有1.0mm至3.0mm的厚度并形成从3.0mm至5.0mm的间距范围的螺旋件线路的实施方式对应于图4b的植入物夹具B，而其中单体型植入物夹具C的芯部51形成为紧邻单体型植入物夹具C的中心线路CL从而具有0.0lmm至1.0mm的厚度并形成从4.2mm至5.0mm的间距范围的螺旋件线路52的实施方式对应于植入物夹具C。
[0102]如在图4a的(b)、图4b的(C)、图13c、图14c、图16b、和图16c中，虽然与双体型植入物夹具的芯部相比具有大大减小的直径，但是植入物夹具B的芯部具有预定的厚度。同时，如在图4a的(C)、图4b的(d)、图13d、图14d、和图16d中，植入物夹具C的芯部非常薄。即，在单体型植入物夹具100，B中，主体段50形成在尖端段10的上端处，并且螺旋件线路52沿着主体段50的外围表面形成。基座部分40和牙齿连接段60形成在主体段50的上端处。当然，共同的是芯部51形成在主体段50的内部中心部分处并且螺旋件线路52形成在芯部51的外表面处。
[0103]然而，植入物夹具C的主体段50的芯部51总体上直径可以较小，如在图4a的(C)和图4b的(d)中示出的实施方式中那样。在这种情况下，植入物夹具仅可以破坏板层骨的小部分和因此可以应用于即刻放置和即刻负载，因为小孔穿透板层骨，如图19示出的。
[0104]通常的柱形植入物通过钻孔而穿透牙槽骨然后植入在其中。然而，在植入的过程中，出现严重的骨破坏。图19示出了在传统的柱形植入物夹具和本发明的植入物夹具B和C的植入时骨破坏的程度。如可以从图19看出，传统的柱形植入物在牙槽骨中形成具有大直径的孔ab。与此相反，植入物夹具B在植入时在牙槽骨中形成具有大约Imm的直径的孔ac。因为植入物夹具B的螺旋件线路52的直径远大于芯部51的直径，所以孔被放大至约5mm的直径，其大于芯部51的直径(Imm)。螺旋件线路52产生强大的植入力，同时减小骨的破坏程度。如图19示出的，植入物夹具C的芯部51在厚度上极小并且仅保持作为线路。由于这个结构，在植入之后在牙槽骨中形成具有约0.3mm的直径的孔ad。因为植入物夹具C的螺旋件线路52的直径远大于芯部51的直径，所以孔被放大至约5_的直径，其大于芯部51的直径(0.3mm)。螺旋件线路52产生强大的植入力，同时减小骨的破坏程度。
[0105]如所示，这是因为螺旋件线路52在使板层骨的破坏最小化的同时穿透牙槽骨I。
[0106]因为破坏的骨的修复和再生过程是费时的，所以传统的植入技术局限于延迟负载。与此相反，考虑到骨承受竖直力的倾向，本发明的植入物夹具被设计成通过放大螺旋件而递送竖直力至骨。植入物夹具B、C和D的每一个在植入的初期仅穿透必不可少的结构坚固的板层骨，并且螺旋件线路之间的空间利用板层骨填充。因此，利用植入物夹具，即刻的负载是可能的。具体地，因为有效用于即刻负载的植入物夹具C在植入的初期在仅切割板层骨的必需部分时穿透结构坚固的板层骨并且螺旋件线路52之间的空间利用板层骨填充，所以植入物夹具C适于即刻的负载。
[0107]在具有两行的螺旋件线路的传统植入物夹具中，螺旋件线路之间的间距是非常小的。即，依据穿透牙槽骨I的螺旋件线路必须在大的表面面积上与牙槽骨I面对面接触以便更加坚固地植入植入物夹具100的观点，传统的植入物夹具被设计成在螺旋件线路52之间具有小的间距。这个结构使其难以维持板层骨。骨细胞在保持它们的生命机能的同时彼此结合(缝隙连接)以形成板层骨。如果周围的骨细胞或者血管被破坏，那么骨细胞被杀死并且骨被破坏。破坏的板层骨再生为编织骨，然后编织骨被削弱。与此相反，螺旋件线路52之间的大的间距减小了骨破坏为编织骨的可能性并允许板层骨的保存。
[0108]因此，与传统的植入物夹具相比，根据本发明实施方式的植入物夹具A、A'、B、C、和D中的每一个被构造为在螺旋件线路之间具有较大的间距。由于这个结构，板层骨可以被保持。具体地，在植入物夹具C中，这种作用进一步增强，因为植入物夹具C的芯部51被部分地去除从而保持作为具有小厚度的线路。在与植入物夹具A和B相比时，因为单体型植入物夹具C的芯部的大部分被去除从而保持作为线路，所以单体型植入物夹具C可以有效地抵抗水平力。在图16b中示出的植入物夹具B中，在主体段50的最上部分处的芯部的厚度Kl大于其最下部分处的芯部51的厚度K2。芯部51的厚度的范围为从0.1mm至3.0mm，这个范围远小于在传统的植入物夹具100中使用的芯部51的厚度。图16c示出了与图16b中示出的植入物夹具B相似的其他改进。与植入物夹具B的芯部相比，在图4b的(d)和图16d中示出的植入物夹具C的芯部51被进一步去除从而仅保持作为具有极小厚度的线路。如上所述，植入物夹具C也是优选的，其中，芯部51的大部分被去除并且芯部51具有0.0lmm至1.0mm的极小厚度。
[0109]因为芯部51的厚度减小，所以形成螺旋件线路52的谷部的深度自然增加。因此，在植入物夹具穿透到牙槽骨里时，在牙槽骨中形成具有小直径的竖直孔，并且螺旋件线路52沿水平方向在大面积上穿透牙槽骨以产生坚固的接合力。如图19示出，尖端段10将牙槽骨I切割为片以在牙槽骨I中形成具有基本上小直径的孔。小孔使板层骨的损害最小化。因而，少量的牙槽骨被转变为编织骨并且板层骨牢固保持，因此允许即刻负载以及即刻放置(参见图19)。
[0110]换言之，植入物夹具B和C是可以在水平方向和竖直方向上使骨的损坏最小化的、在水平方向上尽可能多地由水平的板层骨支撑的、和可以在水平方向上的位置留下大量结构坚固的骨的结构。具体地，植入物夹具C有利于即刻负载。传统的柱形植入物难以通过骨水平地支撑，这使得传统的柱形植入难以应用至即刻负载。另外，在等待损坏的骨的次级修复之后，进一步需要用于将假牙齿连接至植入的植入物夹具的次级外科治疗。因为传统的植入物夹具是柱形并且螺旋件具有非常小的深度，所以传统的植入物夹具提供了低的固定力并且没有用于承受竖直负载的结构，使其难以执行即刻负载并确保用于修复的固定力。
[0111]与此相反，本发明的植入物夹具具有在板层骨中仅留下小孔的自钻孔功能。由于该功能，植入物夹具B、c和D具有与盘式植入物夹具相同的特征，虽然它们是以与传统柱形植入物夹具相同的方式向下植入。在结构上去除了芯部51的大部分，但是芯部的用于保持植入物夹具的结构的强度与螺旋件线路52的机械结构一致以提高植入物夹具的强度。甚至在芯部51消失且仅存在螺旋件线路52的情况下也能保持根据本发明的植入物夹具的强度。这个结构对于本发明的植入物夹具100是独特的并且不能在任何传统的植入物夹具中预期。
[0112]总之，本发明的植入物夹具允许即刻放置和即刻负载，即刻放置和即刻负载是最理想的植入方法。
[0113]根据本发明实施方式的植入物夹具A、A'、和B的最大特征是:主体段50包括谷部53和螺旋件线路52，所述螺旋件线路的侧表面55具有按照钻孔部分20、支撑部分30和基座部分40的顺序逐渐增加的厚度。如在图6和图7中示出的，主体段50大致分为基座部分40、支撑部分30、和钻孔部分20。虽然这个划分不是清晰的，但是这些部分根据螺旋件线路52的侧表面的形状区分。螺旋件线路52从谷部53之间的外围表面螺旋突出。螺旋件线路52从陡峭的侧表面55向下变得越来越厚，该陡峭的侧表面55是螺旋件线路52的远端。如示出的，形成在钻孔部分20 (该钻孔部分20形成在植入物夹具100的最下端部处)处的螺旋件线路52的侧表面是陡峭的，并且在支撑部分30和基座部分40处的侧表面具有较大的厚度t。即，构成主体段50的钻孔部分20、支撑部分30和基座部分40根据侧表面55的厚度t来区分。组成部分的功能如下。位于主体段50的前面的尖端段10向前移动以与牙槽骨I接触并且对骨切片以形成孔。在这时候，钻孔部分20的螺旋件线路52紧跟尖端段10并且装配到通过尖端段10形成的牙槽骨I的孔2内。螺旋件线路52紧跟尖端段10为钻孔提供了后部支撑。
[0114]此后，在尖端段10与牙槽骨I前进成与钻孔牙槽骨I面对面接触时，位于钻孔部分20后面处的支撑部分30进入骨以取代钻孔部分20的先前位置。支撑部分30 (其侧表面55具有较大的厚度t)被引入已被钻孔部分20拓宽的骨中。即，支撑部分30执行紧缩功能。如上所述，因为本发明的植入物夹具100具有向下的锥形形状，所以进入骨的植入物夹具100的直径增加。最后，根据本发明的植入物夹具100的尖端段10切割牙槽骨I并且对其钻孔，并且骨的孔2被钻孔部分20、支撑部分30和基座部分40扩大以实现植入物夹具和骨之间的牢固接合。越来越大的体积插入到形成在牙槽骨I中的孔2中使得孔扩大并且实现植入物夹具和骨之间的接合，表示自紧缩功能。
[0115]如在图5和图7的放大图中示出的，支撑部分30的侧表面55比钻孔部分20的侧表面55厚，并且基座部分40的侧表面55具有比支撑部分30的厚度大的厚度t。主体段50成锥形使得直径按此顺序逐渐增加。
[0116]在本发明中，螺旋件线路52的侧表面55的厚度t从底部至顶部(即按照钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40的顺序)逐渐增加。根据本发明的植入物夹具100的主体段50被分成钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40。钻孔部分20的侧表面55的厚度比支撑部分30的侧表面的厚度小。根据本发明，主体段50的侧表面55具有按照钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40的顺序逐渐增加的直径。钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40zh的每一个可以形成有多个螺旋件线路52。甚至在这种情况下，形成在钻孔部分20上的螺旋件线路52的侧表面可以具有相同的厚度，如上所述。
[0117]更优选地，钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40在每个部分内的侧表面55具有不同的厚度t。这个构造贯穿整个附图示出。在植入物夹具100的下部分处的螺旋件线路52的侧表面55具有比在植入物夹具100的上部分处的螺旋件线路52的侧表面55小的厚度t。这应用于主体段50的所有部分。这个实施方式允许施加于牙槽骨I的压力的均匀增加并且便于防止突然的压力增加。
[0118]在本发明中，主体段50包括谷部53和螺旋件线路52，螺旋件线路52的横截面具有包括锥形上端表面56和锥形下端表面57的侧表面55。锥形上端表面56相对于水平面的角度大于锥形下端表面57相对于水平面的角度。
[0119]这个特征在图7和图8中详细地示出。在主体段50的多个螺旋件线路52的每一个的截面图中，锥形上端表面56形成在侧表面的上部分处且锥形下端表面56形成在侧表面的下端处。螺旋件线路中的每一个以不同角度成锥形。如图7示出，，锥形上端表面56相对于水平面具有角度α锥形下端表面57相对于水平面具有角度β。角度α大于角度β。
[0120]这个结构应用于所有螺旋件线路52的原因是清楚的。这个结构可以产生骨更好忍受的竖直力。图8示出了当螺旋件线路52在牙槽骨I中旋转时从摩擦和力的角度来说螺旋件线路52和牙槽骨I之间的关系。图8a示出了通常在本领域中使用的楔形螺旋件线路52的截面图，图8b示出了在本发明中使用的螺旋件线路52的截面图。如图8a所示，在牙槽骨I中形成的孔中与骨紧密接触的螺旋件线路接收当植入物夹具旋转时从螺旋件线路与骨之间的摩擦出现的力。螺旋件线路始终接收相对于骨和螺旋件线路之间的接触部分在竖直方向上施加的力。在楔形螺旋件线路52中，从接触部分递送的力基本上在水平方向上施加。因此，在植入物夹具100旋转时，螺旋件线路不仅接收竖直力而且接收水平力，如图8a示出的。因此，力使得植入物夹具100在左右方向上摇动，阻止精确钻孔。
[0121]与此相反，螺旋件线路52的锥形上端表面56形成更大的角度，如图Sb示出的。因此，在不同表面上的竖直力比在水平方向上施加的力在幅度上更大。因此，在植入物夹具10旋转时，竖直力比水平力施加的更多。竖直力大于水平力的事实在本发明中具有非常的重要性。
[0122]牙槽骨I趋向很好地抵抗竖直力。然而，牙槽骨I容易被破坏且趋向于被水平力破坏。考虑到这个问题，本发明被设计为通过赋予螺旋件线路52最大的水平角度，使得施加至植入物夹具100的旋转力在竖直方向上可被完全地递送。
[0123]在本发明中，螺旋件的上部角度及下部角度被调节使得在植入植入物夹具期间，植入压力作为竖直力被递送，并且甚至在运行期间通过植入物夹具递送至骨的力在植入之后也被作为竖直力递送以防止破坏骨。这是将切力或者横向力转换为竖直力的自身力方向转变系统。
[0124]在本发明中，在形成每个谷部53时，主体段50的芯部51较好地向下成锥形以使得上端芯部51-1具有比下端芯部51-2更大的直径。即，如上所述，根据它们在竖直方向上的位置，从底部开始可以将主体段50分为钻孔部分20、支撑部分30、和基座部分40。当在水平面上观察时，主体段也可以被分为芯部51和螺旋件线路52。芯部51放置在距中心轴线的预定范围内并且螺旋件线路52围绕芯部51。
[0125]在从其前面或者横向侧面观察本发明的植入物夹具100时，谷部形成在螺旋件线路52之间并且因此看到芯部51位于螺旋件线路52之间。如在图7中示出的，上端芯部51-1是指芯部51的上部分，而下端芯部51-2是指芯部51的下部分。在本发明中，芯部51被制造为具有向下的锥形形状。
[0126]假定通过螺旋件线路52沿竖直方向划分出两个上下芯部和下芯部51，上芯部51成锥形以使得第一上端芯部51-1和第一下端芯部51-2分别具有直径L1、L2，并且下芯部51也成锥形以使得第二上端芯部51-1和第二下端芯部51-2分别具有直径L3、L4。直径以L4<L2<L3<L1的顺序增加。
[0127]S卩，在植入物夹具100中划分出两个芯部51，如图7的放大图中示出的。传统的楔形植入物夹具100的芯部51的直径以预定角度线性地减小，而在本发明的植入物夹具中，在螺旋件线路之间的谷部内部的内部芯部51的直径重复地增加和减小。当施加至传统线性的楔形植入物夹具的压力连续地增加时，在植入期间压力会过度施加至骨，引起对骨的损害。与此相反，本发明的植入物夹具通过减小施加至牙槽骨I的压力、逐渐增加压力、以及再次减小压力来接合至牙槽骨I。这个压力缓冲和释放作用防止向骨递送过度的压力。
[0128]具有总体上锥形形状的植入物夹具(Ostem, NovelActive, AlphaB1)或者设计成增加稳定性的中间零件突出罐形植入物夹具在植入期间不可避免地引起压力增加。在这种情况下，根据骨的情形向中间部分、上端、或者具体部分递送过度的压力。为了解决这个问题，本发明的植入物夹具100具有总体上的锥形形状，并且位于螺旋件线路之间的芯部51的直径被调节。如图7示出，上芯部51的第一上端芯部51-1和第一下端芯部51-2具有直径L1、L2，并且下芯部51的第二上端芯部51-1和第二下端芯部51_2具有直径L3、L4。直径以L4<L2<L3<L1的顺序增加。因为芯部51穿透牙槽骨1，所以骨中形成的孔的直径从L4增加至L3。随后，具有小于L3的L2的芯部部分被引入骨。在芯部51被进一步引入骨时，孔的直径从L3增加至大于直径L3的LI。在这种压力释放方式中，本发明的植入物夹具100防止在牙齿手术期间压力聚集在骨的具体部分上。
[0129]更详细地，由于以下结构，S卩，螺旋件的直径和厚度增加并且芯部51的直径以阶梯、循环、和重复的方式增加和减小，因此本发明可以实现允许紧缩功能以使骨组织致密并通过骨的加压而增加稳定性的自动调压系统。
[0130]在没有这个功能的情况下，植入面对增加的阻力，并且在植入强制地持续时增加的植入阻力超出必要的固定力，因此骨不能承受阻力。因此，骨被破坏和崩塌，这是植入失败的原因。在试图避免在植入期间过度增加压力的尝试中，撤出传统的植入物夹具并再次执行钻孔或者在逆时针方向旋转植入物夹具以撤回并且然后顺时针方向旋转植入物夹具以在一定程度上减小压力。然而，这个尝试在效率上不能令人满意并且具有低的效率。
[0131]然而，本发明提供背面切割系统的功能，因此在植入物夹具在相反方向旋转并且然后再次顺时针方向旋转时较大程度地减小阻力，使得可以利用最佳的压力放置植入物夹具以在反向旋转期间由于骨的减少而获得锚定。
[0132]优选地，主体段50具有沿着其外围表面竖直地且盘旋地上升的一至四行导向槽70的任何一个。例如，如果需要，可以形成一行、两行、三行、或者四行导向槽70。本发明的植入物夹具100可以在钻出小孔之后放置。这是因为植入物夹具100具有钻孔功能和在植入期间利用切割的牙槽骨I的必需部分以及排出牙槽骨的不必要部分的功能。必需的牙槽骨I的粉末或者碎片位于植入物夹具100和牙槽骨I之间的孔中，没有被排出外部。收集的牙槽骨I的粉末或者碎片将再生为新的牙槽骨。骨粉末没有被排出到外部并且积聚在植入物夹具100周围的原因是自体的骨粉末容易转变为新的骨。根据本发明，当尖端段10向前移动以切割牙槽骨I时，形成在植入物夹具100的外围表面上的谷部和导向槽70通过密封线61被填充以切片的或者破坏的牙槽骨I。产生的骨颗粒在植入的初期沿着导向槽70保留或者沿着凹槽被排出到外部，但是在植入的后期，因为密封线61阻挡了导向槽70和谷部53，所以防止骨排出。随着植入进一步的进行，通过植入力，死区可以被剩余的骨颗粒自动地填充。
[0133]在骨的形状不是很好而使得密封线61不能覆盖骨的情形中，牙槽骨I不能排出至植入物夹具20的谷部53和导向槽70，并且自然地骨碎片保持在位置中。即，骨填充功能是导向槽、自钻孔、切割、和密封的复杂结果。
[0134]在传统的植入物夹具中的每一个中，导向槽70从底部形成至中间部分，并且大部分的自体骨在利用钻孔机作为手术工具的钻孔过程中失去。此外，尖端段10的钻孔功能不够充分，使得其难以实现紧缩功能和填充功能以将骨碎片积聚在植入物夹具周围。
[0135]与此相反，根据本发明，导向槽70基本上在竖直方向上横穿主体段50。根据本发明的实施方式，形成一至四个导向槽70以防止在骨切割、方位变化以及紧缩期间压力增力口、并且允许利用最佳的压力进行紧缩和填充，导致改善的功能性。
[0136]就是说，本发明的植入物夹具包括从其尖端段至上部分形成的多个导向槽70以避免由于紧缩和填充功能而导致的压力的过度增加。本发明的植入物夹具设计为在植入时具有最佳的固定力(该固定力较高但是没有过大到破坏骨)。例如，在骨较坚固且因此需要高压力的位置中，本发明的植入物夹具通过随后将描述的水平切割减小压力和阻力。在骨较脆弱且具有低密度的位置中，本发明的植入物夹具通过紧缩功能对骨加压并且使骨致密以增加稳定性。因此，利用最佳的压力可以始终获得最佳的固定力。
[0137]优选地，放置在每一个导向槽70的右侧处的螺旋件线路52具有切割器部分71。切割器部分71通过切割螺旋件线路52形成。
[0138]可以通过改变切割角度的方向减小植入阻力，从而增加切割范围和切割多样性，确保在各种环境下的适当的切割。植入物夹具100旋转并且向前插入，利用尖端段10切割其面对的骨。与尖端段10相比，紧随尖端段10的钻孔部分20在直径和厚度上较大。在钻孔部分被插入到尖端段10产生的牙槽骨I的孔中时，存在旋转力可能降低的风险。因此，形成在植入物夹具100的螺旋件线路52的右侧处的切割器部分71切割牙槽骨。切割器部分71在旋转至导向槽70的右侧(即沿顺时针方向)的同时引起植入物夹具的向前移动。从附图中的植入物夹具的前视图看出，切割器部分71通过切割放置在导向槽70的右侧处的螺旋件线路52形成。
[0139]图9和图10示出了本发明的更加详细的实施方式。优选地，通过向下切割螺旋件线路至右侧，切割器部分71向下至右侧成锥形。即，在形成切割器部分71时，螺旋件线路52被切割以使得右侧成锥形并且螺旋件线路52的与牙槽骨I接触的一部分在植入物夹具顺时针方向旋转时作为切割器。因此，当植入方向改变时，牙槽骨I可以通过由凹槽自然形成的刀片(其也存在于传统的植入物中)以及通过由螺旋件线路52的切割器部分71形成的具有不同角度的另一个刀片侧向地切割。预期能将植入方向自由改变成向前、向后、左、和右方向，而同时提高侧向切割牙槽骨的功能时。即，植入物夹具20在植入时以顺时针方向(或者以向前方向)旋转，但是可以通过形成为各种角度的切割器部分71改变植入方向以在向前、向后、左和右方向切割骨。具体地，如图9和图1O示出，切割器部分通过切割螺旋件线路52的一部分以使得螺旋件线路的切割器部分AB变为锋利侧向右而向右边成锥形。
[0140]如图9和图10示出的，放置在导向槽70的左侧处的螺旋件线路52形成有配对切割器部分72。配对切割器部分72通过向上切割螺旋件线路52至左侧形成。在传统的植入物夹具100中，不仅在植入物夹具以顺时针方向旋转以将植入物夹具插入至骨时骨可以被导向槽70以及切割螺旋件线路52切割，而且在植入物夹具以逆时针方向旋转以旋松植入物夹具时，骨可以被导向槽70以及切割螺旋件线路52切割。与切割器部分71对应的配对切割器部分72形成在放置在导向槽70的左侧处的螺旋件线路52中。切割器部分的操作在图11中示出。
[0141]这是本发明的背面切割系统的功能。因为骨在植入物夹具的反向旋转期间被切害I]，所以在植入物夹具在相反方向之后再次以顺时针方向旋转时植入阻力大大地减小。因此，可以利用最佳的压力植入植入物夹具，这可获得期望的稳定性。
[0142]另外，已沿着导向槽70升高的切割骨被再次向下按压并且通过形成在导向槽70的左侧处和右侧处的切割器部分71和配对切割器部分72积聚。在升高时被向下按压且通过切割器部分71被积聚的骨碎片可以容易转变为新的骨。
[0143]根据本发明，优选地在直接参与切割的钻孔部分20和支撑部分30中形成切割器部分71或者配对部分72。在基座部分40中没有形成切割器部分71。沿着尖端段10、钻孔部分和支撑部分的切割器部分71和配对切割器部分72可以切割窄的骨的必需区域并且提高植入物夹具100的钻孔功能和水平的切割功能。另外，在植入物夹具被不正确地植入时，切割器部分71和配对切割器部分72有效地帮助重新植入并在正确的方向上矫正植入物夹具。
[0144]优选地，切割器部分71或者配对切割器部分72具有一行或者两行导向槽90。
[0145]如上所述，三行或者四行导向槽70形成在主体段50的竖直方向上。优选地，仅一行或者两行导向槽70以预定间隔形成而不是在所有的导向槽中形成切割器部分71。如果能够在旋转的同时切割骨的切割器部分71形成在所有的导向槽70中，那么牙槽骨I可能被过度的切成片。因此，切割器部分71仅形成在一行或者两行导向槽70中以提高植入物夹具的钻孔、紧缩、并矫正植入物夹具的钻孔错误。为了更好地说明这种操作，在图12中示出了切成碎片的或者切块的牙槽骨I的移动方向。
[0146]钻孔功能是根据本发明的植入物夹具100的最重要的功能。如之前描述的，钻孔功能通过推进器型尖端段10实现。尖端段10在旋转的同时持续执行牙槽骨I的水平切割以在骨中形成竖直孔。植入物夹具的主体通过尖端段10向前移动。可以通过具有结构空间(该结构空间通过切割芯部的下端的中心部分形成)的尖端段10实现这个操作。尖端段10可能形成有凹形凹槽13或者可以具有推进器形状。
[0147]首先，尖端段10的推进器形状有利于牙槽骨I的水平切割和竖直钻孔。具体地，尖端段10的推进器形状是通过如下方式获得的:以螺旋形状形成导向槽70，该导向槽围绕芯部的中心部分，具有预定的角度并且直径小于或者等于螺旋件谷部的直径，并且完全去除芯部51的位于螺旋导向槽71的外部、处于第一螺旋件线路的下面并且没有包括在螺旋导向槽71中的部分(参见图4b的植入物夹具V和图4c的(b)的植入物夹具V )。
[0148]第二，尖端段10的凹形凹槽13可以形成在尖端段10的芯部51的下中心部分处(参见图4b的植入物夹具A和图4c的(a)的植入物夹具A)。需要由导向槽70或者凹形凹槽13限定的推进器形状来实现自钻孔功能，通过自钻孔功能，植入物夹具穿透骨以在其中形成孔2。包括平坦的或者凸起的尖端段的传统的植入物夹具100没有竖直地穿透骨的实质功能。在期望凸起的尖端段对牙槽骨I钻孔时，凸起的尖端段必需被构造成在向前移动的同时破坏牙槽骨I。这个结构不适于引起较小的骨破坏的片切割模式。此外，这个结构可以涉及疼痛和牙槽骨I的延时再生。
[0149]在本发明中，形成在芯部51的中心的下端或者芯部51的推进器形状的凹形凹槽13实现自钻孔功能。尖端段10在与骨接触时对牙槽骨I切片以在其中形成孔，并且容纳在凹形凹槽13中的牙槽骨I的一部分也被切割成薄的以形成孔。根据本发明，凹形凹槽13可以具有各种形状，例如，圆形的(a)、钻石状的、三角形的(f)、四边形的(d)、五边形的、六边形的(b)、八边形的(C)、星形的(e)、星形(六边形的)、和星形(八边形的)形状。根据本发明，尖端段10不仅提供植入物夹具100的钻孔功能而且提供植入物夹具100的方向矫正功能。
[0150]优选地，尖端段10包括一至四个切割尖端11。在尖端段10具有推进器形状时，作为刀片的切割尖纟而11能够以统一的间隔布直。尖纟而段10中存在大量的切割尖纟而11增加了切割尖端11可能由于与牙槽骨I的摩擦而断裂的危险。同时，在尖端段中存在很少切割尖端11是不希望的，因为这样的话其钻孔作用可以忽略不计。另外，每一个切割尖端11可以具有尖端切割器部分12。尖端切割器部分12通过在顺时针方向上使切割尖端11的上端成锥形而形成。面对切割尖端11的牙槽骨I被切成厚片但是被尖端切割器部分12切成薄的以便形成孔。
[0151]在切割尖端11与牙槽骨I面对面地接触并且植入物夹具旋转时，尖端切割器部分12将牙槽骨I切成片，类似对苹果削皮，以便形成孔。
[0152]以上描述了根据本发明的植入物夹具100和植入物夹具A、K'、B、和C的总的构造。植入物夹具D的特征还在于，尖端段10具有独特的结构，如在图4a的(d)和4b中的(e)中示出的。植入物夹具100具有向下的锥形或者反锥形形状并且在其外围表面上形成有螺旋件。具体地，植入物夹具100包括:位于底部处的尖端段10，用于对牙齿的牙槽骨I直接钻孔；主体段120，包括与尖端段10的上端整体形成且作为中心轴的芯部102，并且一行螺旋件线路103沿着芯部102的外围表面螺旋形成以使得牙槽骨I通过螺旋件旋转被切割并且钻孔；连接段60，从主体段60的上端上升以便具有圆形的外围表面；和牙齿啮合段85A，从连接段60的上端延伸以便直接连接至牙齿。因此，尖端段10形成为使得芯部102的位于尖端段10的远端处的一部分被去除，并且一行螺旋的螺旋件线路103的远端同心地位于距中心线路预定距离处且螺旋件线路103具有向下锥形的外围表面。
[0153]S卩，如图4a的(d)、图4b的(e)、或者图16中示出的，这个实施方式具有对应于单体型植入物夹具100，B的整体形状。一行螺旋件线路103围绕主体段120的外围表面螺旋地形成。在尖端段10中，螺旋件线路103形成为从稍微偏离中心线的位置围绕芯部102。
[0154]虽然这个实施方式具有与具有推进器型尖端段10的植入物夹具100相同的钻孔功能，但是其尖端段10具有与推进器型尖端段不同的结构。在这个实施方式中，尖端段10具有一个切割刀片，如在图4b的(e)和图4c中示出的。即，尖端段10通过稍微修改推进器型尖端段而形成，使得去除芯部102 (所述芯部为尖端段10的中心部分)以留下空间。形成在主体段120中的螺旋件线路52延伸至尖端段10并且以向下成锥形螺旋结构扭转，类似螺旋件。仅螺旋件线路103的远端执行切割功能，但是切割器部分持续进行水平切割，同时在牙槽骨的上端处旋转以便在竖直方向上形成孔并且向前移动植入物夹具的主体。
[0155]与推进器型尖端段10不同，单个螺旋式尖端段10可以形成有单个导向槽120。另夕卜，形成在单个螺旋式尖端段10中的切割部分可以向下倾斜从而在手术期间穿透水平面(即，牙槽骨I)，类似之前描述的植入物夹具A、A'、B、和C。根据本发明的植入物夹具的尖端段10的主要技术特征是，从尖端段10去除了芯部102并且切割部分在推进器型和单个螺旋式尖端段部分中均与牙槽骨I倾斜接触。在植入物夹具穿透到牙槽骨I内时，推进器型尖端段10前进，同时具有凹形凹槽的尖端段10或者与牙槽骨I面对面接触的单个螺旋式尖端段10将牙槽骨I的接触部分切割成片并且没有破坏牙槽骨I。
[0156]以上描述了在图4b中示出的所有五个实施方式。
[0157]将简要地说明植入物夹具B和C。首先，植入物夹具B在其外围表面上形成有螺旋件。植入物夹具B包括:位于底部处的尖端段10，用于对牙齿的牙槽骨I直接钻孔；主体段50，包括形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20，形成在钻孔部分20上端处的支撑部分30，和形成在支撑部分30上端处的基座部分40，这些部分整体形成并且其每个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ;连接段60，形成在基座部分40的上端处以便具有竖直的柱形形状；和牙齿啮合段85A，从连接段60的上端延伸并且与牙齿啮合。植入物夹具是整体的单体型。
[0158]这个实施方式在图4b的(C)中示出。之前已描述过植入物夹具，并且因此将省略其详细说明。
[0159]图4b的(d)中示出的植入物夹具C在其外围表面上形成有螺旋件。植入物夹具C包括位于底部处的尖端段10，用于对牙齿的牙槽骨I直接钻孔；主体段50，包括形成在尖端段10的上端处的钻孔部分20，形成在钻孔部分20上端处的支撑部分30，和形成在支撑部分30上端处的基座部分40，这些部分整体形成并且其每个均包括作为轴的芯部51和从芯部51的外围表面螺旋突出的螺旋件线路52 ;连接段60，形成在基座部分40的上端处以便具有竖直的柱形形状；和牙齿啮合段85A，从连接段60的上端延伸并且与牙齿啮合。植入物夹具C是整体的单体型。
[0160]在单体型植入物夹具C中，当形成螺旋件线路52时，芯部51优选地形成作为紧邻单体型植入物夹具C的中心线路CL并且具有0.0lmm至0.5mm的厚度的线路。
[0161]最后，将描述本发明的重要特征。用于植入物夹具的尖端处的钻孔功能的推进器型尖端对于初步的稳定性以及植入深度调节和方向变化非常重要。在植入物夹具旋转以切割结构坚固的骨并被卡住时，植入物夹具与骨保持紧紧地接触并且嵌入骨中。即，植入物夹具起到隶属于锚定物的作用，实现坚固的稳定性。在骨的质量差时，具有凸起的尖端段的植入物夹具必须仅通过尖端固定至骨。如果骨的量小，仅通过尖端本身难以获得令人满意地锚定。具有平面尖端的植入物夹具可以通过使螺旋刀片侧向地嵌入在骨中而固定至骨，而本发明的螺旋件类型非常有利于初步的稳定性，因为螺旋刀片向下以及侧向地嵌入骨中。
[0162]与传统的植入物夹具相比，本发明的植入物夹具可以获得高的初步稳定性以甚至在拔牙槽中且具有差的骨数量或者质量的情况下，以及在正常的骨中的实现高的植入成功率。本发明的植入物夹具可以放置在数量和质量不充足且手术是困难的或者不可能执行的骨中。
[0163]在重要的解剖结构定位成接近植入物夹具将要植入的部分时，例如，当重要的神经或者血管位于距牙槽骨的表面Ilmm深,而植入物夹具是1mm长时，通过1mm的深度难以对骨准确地钻孔，造成损害神经或者血管的高风险。
[0164]与此相反，由于其自钻孔功能，根据本发明的具有1mm的长度的植入物夹具可以通过对骨钻孔大约5mm深度并以20rpm的速度缓慢插入来准确地植入1mm或者9mm深度。因此，本发明的植入物夹具可以大大地减小手术的风险。
[0165]此外，本发明的植入物夹具能够以各种方式连接至假牙齿。可以使用外六角系统或者内六角系统。也可以使用(不限于)浸没系统、ITI方法、或者单体型。特别地，植入物夹具C和D可以即刻放置和即刻负载，因为与传统的植入物夹具相比，在钻孔期间没有(或者仅有非常低)的板层骨的破坏。
[0166]【工业实用性】
[0167]本发明的牙齿植入物夹具具有允许竖直穿透的竖直的自钻孔功能，达到高的初步的稳定性。另外，本发明的牙齿植入物夹具允许即刻负载。
[0168]参考标号列表
[0169]10:尖端段
[0170]20:钻孔部分
[0171]30:支撑部分
[0172]40:基座部分
[0173]51:芯部
[0174]52:螺旋件线路
【权利要求】
1.一种牙齿植入物夹具，所述牙齿植入物夹具具有锥形形状并且在外围表面上形成有螺旋件，所述牙齿植入物夹具包括: 推进器型尖端段(10)，所述推进器型尖端段的下中心部分被去除以使得从所述尖端段的下端对牙齿的牙槽骨(I)直接钻孔； 主体段(50)，所述主体段与所述尖端段(10)的上端整体形成并且具有从中心芯部(51)的外围表面螺旋突出的螺旋件线路(52)； 牙齿连接段(60)，布置在基座部分(40)的上端处，所述基座部分从所述主体段(50)延伸。
2.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具,其中,所述主体段(50)是整体的主体，包括形成在所述尖端段(10)的上端处的钻孔部分(20)、形成在所述钻孔部分(20)的上端处的支撑部分(30)和形成在所述支撑部分(30)的上端处的基座部分(40)，所述钻孔部分、所述支撑部分和所述基座部分中的每一个均包括作为轴的所述芯部(51)以及从所述芯部(51)的外围表面螺旋地突出的所述螺旋件线路(52)。
3.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述牙齿连接段￠0)形成双体型植入物夹具(A)或者形成单体型植入物夹具(B)，所述双体型植入物夹具具有在向下的方向上凹入地凹进并且与假牙齿啮合的空间(85、86)，所述单体型植入物夹具具有从所述牙齿连接段的上部分向上直线地延伸的牙齿啮合段(85A)。
4.根据权利要求3所述的牙齿植入物夹具，其中，所述单体型植入物夹具(B)和所述双体型植入物夹具(A)中的每一个均形成有从所述牙齿连接段￠0)的柱形外围表面圆周地突出的密封线(61)。
5.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述主体段(50)的所述螺旋件线路(52)是单线路类型，其中，从所述中心芯部(51)的外围表面突出的一个螺旋的螺旋件线路(52)螺旋地旋转，或者所述螺旋件线路是多重线路类型，其中，从所述中心芯部(51)的外围表面突出的多个螺旋的螺旋件线路(52)螺旋地旋转。
6.根据权利要求3所述的牙齿植入物夹具，其中，所述单体型植入物夹具(B)的所述芯部(51)形成为紧邻所述单体型植入物夹具(B)的中心线路(CL)并且所述芯部(51)具有1.0mm至3.0mm的厚度,并且所述螺旋件线路具有从3.0mm至5.0mm的范围的间距。
7.根据权利要求3所述的牙齿植入物夹具，其中，单体型植入物夹具(C)的芯部(51)形成为紧邻所述单体型植入物夹具(C)的中心线路(CL)且具有0.0lmm至1.0mm的厚度的线路，并且所述螺旋件线路(52)具有从4.2mm至5.0mm的范围的间距。
8.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述主体段(50)包括所述螺旋件线路(52)和谷部(53)，并且所述螺旋件线路(52)具有侧表面(55)，所述侧表面的厚度按钻孔部分(20)、支撑部分(30)、和基座部分(40)的顺序逐渐增加。
9.根据权利要求8所述的牙齿植入物夹具，其中，在所述螺旋件线路(52)的所述侧表面(55)中，所述螺旋件线路(52)的所述侧表面(55)的厚度在所述钻孔部分(20)、所述支撑部分(30)和所述基座部分(40)的每一个中在向上的方向上逐渐增加。
10.根据权利要求3所述的牙齿植入物夹具，其中，所述主体段(50)包括螺旋件线路(52)和谷部(53)，每个所述螺旋件线路(52)的均具有形成包括锥形上端表面(56)和锥形下端表面(57)的侧表面(55)的横截面，并且与所述锥形下端表面(57)相比，所述锥形上端表面(56)相对于水平面形成更大的角度。
11.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述主体段(50)的所述芯部(51)的谷部(53)向下成锥形，以使得上端芯部(51-1)具有比下端芯部(51-2)更大的直径。
12.根据权利要求11所述的牙齿植入物夹具，其中，假定所述芯部(51)由通过所述螺旋件线路(52)在竖直方向上划分的两个上芯部及下芯部(51)组成，所述上芯部(51)成锥形以使得第一上端芯部(51-1)和第一下端芯部(51-2)分别具有不同的直径(LI，L2)，所述下芯部(51)成锥形以使得第二上端芯部(51-1)和第二下端芯部(51-2)分别具有不同的直径(L3、L4)，并且所述直径按L4<L2<L3<L1的顺序增加。
13.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述主体段(50)具有沿着其外围表面竖直地且螺旋地上升的一行至四行导向槽(70)的任一个。
14.根据权利要求13所述的牙齿植入物夹具，其中，形成在所述导向槽(70)的右侧处的所述螺旋件线路(52)被切割以形成切割器部分(71)。
15.根据权利要求14所述的牙齿植入物夹具，其中，每个所述切割器部分(71)通过向下切割所述螺旋件线路(71)至右侧而成锥形。
16.根据权利要求13所述的牙齿植入物夹具，其中，形成在所述导向槽(70)的左侧处的所述螺旋件线路(52)被向上切割至左侧以便形成配对切割器部分(72)。
17.根据权利要求15或者16所述的牙齿植入物夹具，其中，所述切割器部分(71)或者所述配对切割器部分(72)形成在钻孔部分(20)和支撑部分(30)中。
18.根据权利要求14或者15所述的牙齿植入物夹具，其中，所述切割器部分(71)或者配对切割器部分(72)形成在一行或者两行导向槽(90)中。
19.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述尖端段(10)以推进器的形式制造，以便竖直向下穿透牙槽骨(I)，并且第一螺旋件线路之下的所述芯部被去除以进行水平切割。
20.根据权利要求1所述的牙齿植入物夹具，其中，所述尖端段(10)的下中心芯部(51)具有各种形式的凹槽(13)以用于附加的切割。
21.根据权利要求20所述的牙齿植入物夹具，其中，所述凹槽(13)形成在所述尖端段(10)的底表面的中心处并且具有圆形的(a)、多边形的、雷电形或者星形形状(e)。
22.根据权利要求20所述的牙齿植入物夹具，其中，所述尖端段(10)具有一个至四个切表I]尖夂而(11)。
23.根据权利要求21的所述的牙齿植入物夹具，其中，每个切割尖端(11)具有通过在顺时针方向上使所述切割尖端(11)的上端成锥形而形成的尖端切割器部分(12)。
24.一种牙齿植入物夹具，具有向下成锥形的形状并在外围表面上形成有螺旋件，所述牙齿植入物夹具包括: 位于底部处的尖端段(10)，用于对牙齿的牙槽骨(I)直接钻孔； 主体段(120)，包括与所述尖端段(10)的上端整体形成并且作为中心轴的芯部(102)，以及沿着所述芯部(102)的外围表面螺旋形成的一行螺旋件线路(103)，以使得所述牙槽骨(I)通过螺旋旋转被切割并被钻孔； 连接段(60)，从所述主体段(120)的上端上升以便具有圆形的外围表面；以及 牙齿啮合段(85A)，从所述连接段￠0)的上端延伸以直接连接至牙齿， 其中，所述尖端段(10)形成为使得所述芯部(102)的位于所述尖端段的远端处的一部分被去除，并且一行螺旋的螺旋件线路(103)的远端同心地位于距中心线路预定距离处，并且所述螺旋件线路(103)具有向下成锥形的外围表面。
25.—种整体的单体型牙齿植入物夹具，所述整体的单体型牙齿植入物夹具具有围绕其外围表面形成的螺旋件，所述整体的单体型牙齿植入物夹具包括: 位于底部处的尖端段(10)，用于对牙齿的牙槽骨(I)直接钻孔； 主体段(50)，包括形成在所述尖端段(10)的上端处的钻孔部分(20)，形成在所述钻孔部分(20)的上端处的支撑部分(30)，和形成在所述支撑部分(30)的上端处的基座部分(40)，所述钻孔部分、所述支撑部分和所述基座部分整体形成并且每个均包括作为轴的芯部(51)和从所述芯部(51)的外围表面螺旋地突出的螺旋件线路(52)； 连接段(60)，形成在所述基座部分(40)的上端处以具有竖直的柱形形状；以及 牙齿啮合段(85A)，所述牙齿啮合段从所述连接段￠0)的上端延伸。
26.—种单体型牙齿植入物夹具，所述单体型牙齿植入物夹具具有围绕其外围表面形成的螺旋件，所述单体型牙齿植入物夹具包括: 位于底部处的尖端段(10)，用于对牙齿的牙槽骨(I)直接钻孔； 主体段(50)，包括形成在所述尖端段(10)的上端处的钻孔部分(20)、形成在所述钻孔部分(20)的上端处的支撑部分(30)和形成在所述支撑部分(30)的上端处的基座部分(40)，所述钻孔部分、所述支撑部分和所述基座部分整体形成并且每个均包括作为轴的芯部(51)和从所述芯部(51)的外围表面螺旋突出的螺旋件线路(52)； 连接段(60)，形成在所述基座部分(40)的上端处以具有竖直的柱形形状并形成单体型植入物夹具(B);以及 牙齿啮合段(85A)，所述牙齿啮合段从所述连接段￠0)的上端延伸并且与所述牙齿啮I=I， 其中，在所述螺旋件线路(52)形成时，单体型植入物夹具(B)的所述芯部(51)形成作为紧邻单体型植入物夹具(B)的中心线路(CL)并且具有0.0lmm至1.0mm的厚度的线路。
【文档编号】A61C8/00GK104379081SQ201380032012
【公开日】2015年2月25日 申请日期:2013年3月29日 优先权日:2012年4月19日
【发明者】黄正斌 申请人:黄正斌