牙齿植入物的制作方法

本发明总体上涉及骨结合的植入物，更具体地，本发明涉及一种包括具有螺旋腔和最优几何结构的区域的牙齿植入物。

背景技术：

骨结合牙齿植入物是由生物相容性材料(例如钛或陶瓷)制成的人造组件。将这些植入物插入骨组织中，然后进行结合。牙齿植入物旨在使患者康复，以便锚固假体部件，假体部件将接收负责修复由于各种原因而失去的天然牙齿的牙齿假体。

通常，牙齿植入物作为假体组件的锚的成功性取决于其随时间的稳定性。如本领域技术人员所公知的，大体上有两种类型的稳定性，即初步稳定性和间接稳定性。

从根本上讲，初步稳定性代表套件(植入物/骨骼)的机械稳定性，而且在安装所述植入物时获得该稳定性，它可以使用即时加载技术(当放置植入物后立即安装假体时)。继而，间接稳定性表示通过植入物的骨结合获得的稳定性，并且是在一定时间段后获得的。

理想地，应在安装植入物时实现初步稳定性，这主要取决于骨骼特征以及植入物的几何特征，例如螺纹的尺寸和几何形状、芯到螺纹的角度、植入物表面处理以及其他方面。

其次，在中长期内，间接稳定性除其他方面外，还取决于患者身体对碎片的接受程度以及其与骨组织的融合程度，这些事实主要由以下特征决定：患者的临床状况、植入物材料的质量、植入物表面的治疗以及手术牙槽中没有骨坏死。

因此，必须提供一种生物相容性材料的植入物，该植入物有利于与骨组织结合并具有有利于其稳定性的机械特性；简化并促进患者的完全康复。

继而，关于外科手术过程，有几种植入物安装技术。基本上，安装牙齿植入物的过程涉及以下步骤：打开软组织以进入骨组织；对植入物安装区域进行找平(如有必要)；为此，用钻头进行试验性的钻孔；为此，可以通过顺序钻孔逐渐打开植入物插入孔，并设置钻头插入开口轮廓(如有必要)。

在某些情况下，当安装带有螺纹的植入物时，使用一个或多个带螺纹的凸头来为骨表面做准备，以允许正确地接收植入物的螺纹。

此外，本领域技术人员将认识到，关于硬度水平，存在不同类型的骨组织。根据lekholm和zarb(1985)的骨骼分类，基本上有四种类型的骨骼：类型1-由均质皮质骨形成的残余骨；类型2-由密集的松质骨周围的皮质骨厚层形成的残余骨；类型3-由密集的松质骨周围的皮质骨薄层形成的残余骨；类型4-由低密度海绵状骨周围的皮质骨薄层形成的残余骨。

坚硬的骨头(类型1和2)被认为更难钻孔，但是，在安装牙齿植入物时，更容易获得足够的初步稳定性。遵循相同的逻辑，注意到被认为柔软的骨头(类型3和类型4)更容易钻孔，然而，更难以实现初步稳定性。

此外，必须提及的是，相同的骨区域可以包括不同的硬度分布，这一事实在植入物的安装中代表了更大的复杂性。

如已经提到的，在植入物安装过程中，可以使用凸头在插入部位产生螺纹，但是，对于被认为柔软的骨骼，则不建议使用此过程。另外，它代表了外科手术过程的附加阶段。

另一方面，已知具有切割的顶端的植入物可以代替或最小化使用螺纹打开凸头的步骤。在这些植入物中，顶端本身(与植入物主体一起)为骨骼表面做准备，从而形成支撑植入物的螺纹。

例如，在smith等人的文献us4,229,169中，限定了用于插入颚骨中的牙齿植入物，该牙齿植入物包括自旋金属螺钉。在文献us4,407,620中，shinjo进一步定义了一种自攻螺钉，其包括细长的螺杆，该细长的螺杆的一端具有驱动头，而另一端具有钻头，其中，钻头包括至少两个均等的花键，它们绕杆的中心轴彼此间隔开，每个花键具有切割刃。

shinjo提出的植入物特别适合海绵状骨类型。然而，在实践中这带来了四个主要问题：在钻孔阶段，不同类型的骨头缺乏稳定性；切割残留物没有流出的可能性；按比例缩小的螺纹面积，在安装后立即降低了植入物的稳定性；特别是在扭矩过大的情况下，穿孔的下边缘会有进入其他生物结构并伤害例如患者的运动神经的风险。

植入物正在逐步改进，以包括更大的螺纹区域，以在安装后提供稳定性，包括圆形的顶点以减轻安装过程中受伤的机会，包括螺纹形成一体的尖锐的边缘以至少提供自攻功能。在文献us5,312,256中，scortecci描述了一种圆形的顶点，圆柱体牙齿植入物，其中设置有允许骨骼生长的开口和用于容纳假体部件及其保持螺钉的六角形支撑件。在scortecci提出的植入物的顶端部分，包括两个宽螺纹部分，编号分别为11和12，用于自攻和/或骨骼保持(已打开螺纹)。文献us5,897,319代表了当今最普遍采用的植入物。

但是，由于骨骼的类型不同，植入物的安装问题仍然会反复出现并会加剧。这是因为，尽管已知，但在每个患者中这些骨头并不总是均匀排列或清晰可辨。因此，外科医生必须在手术期间调整其插入策略和植入物安装扭矩，这可能会导致错误，尤其是在经验不足的外科医生中。此外，各种植入物的不同几何形状反映在不同的安装特性中，例如在安装过程中更高或更低的扭矩。植入物安装扭矩因安装其的骨骼的类型而变化，这使得外科医生的工作更加困难。

理想地，植入物安装过程中的施加扭矩是相似的，从而使外科医生能够在正确插入植入物时识别出动作，而没有植入物未被正确安装的风险。碰巧的是，外科医生不仅习惯于安装某类型植入物的过程，而且习惯了安装所需的强度。这使得例如，一旦医生/牙医习惯于特定的植入物，不愿意再培训或者为了使植入物变松的风险最小化而最终过度拧入植入物，由于安装时扭矩过大可能导致出现问题，例如骨骼组织中的裂纹或某些情况下甚至是骨坏死。

因此，期望的是，不管植入物的直径如何，都具有相似的安装扭矩，并且可以被安装在所有骨类型上，从而最小化由于植入物的不适当选择而引起的差错。

因此，使植入物能够在各种类型的骨头中获得稳定性是有必要的，从而便于其使用和安装，并获得初步和间接稳定性；该植入物还应提供均匀的安装扭矩，以减少外科医生出现差错的机会。另外，植入物必须能够打开其自己的螺纹，因此其用轮廓钻头部分替代了打开阶段。

技术实现要素：

因此，本发明的根本目的是公开一种包括芯的牙齿植入物；限定在芯上的至少有一个螺纹；第一区域和第二区域以及中心轴，其中，芯的表面在第一区域中与中心轴限定角度，并在第二区域中与中心轴限定角度。此外，它应该包括螺纹表面，该螺纹表面在第一区域中与中心轴限定角度，在第二区域中与中心轴限定角度。

更具体地，本发明描述了一种植入物，其中芯直径在第一区域中朝着顶端以一定比率减小，使得芯相对于中心轴的角度大于相对于同一轴的螺纹角度。此外，芯直径在第二区域中朝着顶端以一定比率减小，以使得芯相对于植入物的中心轴的角度与螺纹相对于植入物的中心轴的角度相同。

另外，本发明公开了一种包括至少一个螺旋腔的植入物，所述螺旋腔具有相对于螺纹顶测量的深度。另外，该螺旋腔具有在其下端和上端之间测量的长度。

此外，本发明提供一种植入物，其中所述螺纹包括在所述第一可变区域中的螺纹冠厚度，并且所述螺纹冠厚度朝着所述植入物的冠状端增加。

此外，本发明提供一种植入物，其中螺纹具有螺距和螺纹圆角高度，螺纹螺距从最小值到最大值，而螺纹圆角高度在通过整个植入物的最小值和最大值之间变化。

本发明还提供了一种植入物，其中，所述螺旋腔具有沿其长度变化的深度，使得最小深度值出现在所述螺旋腔的端部。

此外，本发明提供一种螺旋腔，该螺旋腔的深度具有比所述螺旋腔的端部处的最小螺纹圆角高度低并且比接近所述螺旋腔的长度的中点的最大螺纹圆角高度高的值。

最后，本发明提供一种植入物，其中所述螺旋腔从第二植入物区域延伸到第一植入物区域。

附图说明

图1示出了所提出的植入物的正视图，突出了芯和螺纹角度；

图2示出了所提出的植入物的第二正视图，突出了沿其主体的区域；

图3示出了所提出的植入物的第三正视图，突出了螺旋腔和螺纹的特性；

图4示出了所提出的植入物的底部透视图，突出了其顶端、螺旋腔和螺纹的特性；

图5示出了所提出的植入物的俯视立体图，突出了冠状端；

图6示出了：(a)在插入所提出的植入物之后的骨开口(人造的)的横截面；(b)安装了所提出的植入物的骨开口(人造的)的横截面。

具体实施方式

图1至图5示出了根据本发明的优选实施例的植入物1，其可以由适用于骨结合的植入物的任何生物相容性材料制成，优选地为钛或其合金，特别是市售纯钛(等级4)。在一种可能的实施例中，本发明的植入物可以由陶瓷材料制成。

从附图中可以看出，植入物1设置有芯2、至少一个螺纹3、顶端16和相对的冠状端17；所述植入物1具有单螺纹或双螺纹的大致形状。植入物1的长度10由中心轴11限定，该长度10在所述顶端16和冠状端17之间测量。

在冠状端17的上部(在植入物内)布置植入物1的假体界面4，其可以是本领域中已知的任何类型，例如莫氏锥度、外部六角形或内部六角形或其他任何合适的假体界面。

在冠状端17，植入物1的外径(螺纹直径)15(在植入物的最宽部分测量)在3.5毫米至5.0毫米的范围内，优选为3.5毫米、3.75毫米、4.0毫米、4.3毫米或5.0毫米，但不限于这些尺寸(参见图2)。继而，植入物1的芯2的直径14具有3.2毫米至4.6毫米的最大值，优选为3.2毫米、3.4毫米、3.6毫米、3.9毫米或4.6毫米，但不限于这些尺寸(参见图1)。在一个优选的实施例中，顶端16优选地是圆形的，具有直径在1.65毫米至2.2毫米的范围内的半球状，但不限于这些尺寸(参见图4)。要注意的是，螺纹15的最大外径将等于在冠状端17处测得的直径。

与植入物主体1相比，所述顶端16具有减小的直径。顶端16的该特征允许将植入物插入减小的直径的骨开口中。更具体地，以及在一个优选的实施例中，植入物1的顶端16的直径允许在2.0毫米的钻头通过之后插入。另外，根据每个患者的临床状况，植入物插入1可以在使用直径变化如2.8毫米或更大的钻头之后进行。

对于类型iii和类型iv骨(软/松质骨)的患者，在减小的直径的骨开口中的植入物的插入特别有利，因为此过程将引起高度的骨组织压缩，即使在这些类型的骨组织中，也增加了获得初步稳定性的机会。

植入物1的长度10在6毫米至20毫米的范围内，优选为8毫米、10毫米、11.5毫米、13毫米、16毫米或18毫米。沿长度10至少限定了两个区域。具有高骨压缩能力的第一区域12因此是所谓的压缩区域，具有高切割和插入能力的第二区域13因此是所谓的切割区域。第二区域13的长度比在植入物1的冠状端17处测量的直径大1.0毫米至2.0毫米，优选地比所述直径大1.0毫米。在优选的实施例中，第二区域13的长度在4.5毫米至6.6毫米的范围内。

限定在芯2上的螺纹3始于顶端16，并朝着冠状端17穿过植入物1延伸，在所述冠状端17下方0.3毫米到1.0毫米处结束。

螺纹3的出口，即所述螺纹的末端，根据植入物的直径而变化，螺纹3的外径15越小，螺纹的出口开始越早，以增强植入物1的冠状端17，增加壁厚。另一方面，在较大外径15的植入物1中，螺纹3的出口更突然地出现，更靠近植入物1的冠状端17。

在一个优选的实施例，第二区域13中的螺纹顶3.1的厚度具有恒定的尺寸，该尺寸最大为0.1毫米，优选地为0.04毫米。另一方面，第一区域12中的螺纹顶3.1的厚度沿着植入物1是变化的，较低的值靠近第二区域13，较高的值靠近冠状端17(参见图3和4)。

要注意的是，特别是为第一区域12设置螺纹顶3.1的厚度值的变化，以表现出高骨压缩能力，从而即使在软骨中也可以实现初步稳定性(参见图3和4)。

此外，螺纹螺距3.2在0.6毫米至0.75毫米的范围内，而螺纹圆角高度3.3从最小0.15毫米至0.35毫米和最大0.20毫米至0.55毫米逐渐变化(参见图3和4)。

要注意的是，螺纹圆角高度3.3的变化与沿着植入物1的螺纹3的表面和芯2的表面之间的直径差有关，并且芯2的表面由界定直径14的线限定以及螺纹表面3由界定外径15的线限定(参见图1)。

顶端16以及植入物1的芯2基本上是圆锥形的，由从植入物11的中心轴测量的角度限定。在植入物的中心轴11和限定植入物的第一区域12中的芯2的表面的线之间测量的第一区域12中的芯2的角度6的范围为2°至12°。继而，在植入物的中心轴11和限定第二区域13中的芯2的表面的线之间测量的第二区域13中的芯2的角度7的范围为14°至18°，优选地为是16°(参见图1)。

换句话说，当仅观察植入物的芯2时，可以看出其在第一区域12和第二区域13中均具有大致圆锥形的轮廓。芯2中的该几何特征还是第二区域13的切割特征和第一区域12的压缩特征的原由。

最后，在植入物11的中心轴与限定所述螺纹13的最外表面的线之间测量第一区域12中的螺纹3的角度8和第二区域13中的螺纹的角度9，在第二区域13中螺纹角度9优选地与第二区域13中芯2的角度7的值相同以及第一区域12中螺纹的角度8优选地等于零(参见图1)。

与相对于芯2所示出的不同，螺纹3在第二区域13中具有基本为圆锥形的轮廓，并在第一区域12中具有圆柱形的轮廓。这种几何特征还是第二区域13的切割特征和第一区域12的压实特征的原由。

可以观察到，由于植入物1的几何形状，芯2的直径14在第一区域12中朝着顶端16以一定比率减小，使得在第一区域12中芯2的角度6将大于在第一区域12中的螺纹3的角度8。

类似地，芯2的直径14在第二区域13中朝着顶端16以一定的比率减小，使得芯2在第二区域13中的角度7将等于在第二区域13中螺纹3的角度9。换句话说，角度7和9是全等的。在第二区域13中，芯2的直径14以与螺纹3的直径15相同的方式以一定的比率减小。

已经部分地描述了植入物1的宏观几何形状，其几何特征现在将与安装过程有关。这是因为在安装牙齿植入物时，使用了多个钻头来打开骨组织。逐渐使用较宽的钻头，直到达到适合植入物插入的直径。例如，在用于安装4.8毫米直径的植入物的现有技术的常规过程中，使用2.0毫米的第一钻头，然后使用3.5毫米的第二钻头(如果需要的话)。在某些情况下，仍需要使用异型钻头(profiledrillbit)和螺纹创建凸头。只有这样植入物才能被安装。

在这一点上，从本植入物产生了一个优点。该植入物1具有例如4.1毫米的直径并且具有(第二区域13的)切割轮廓和(第一区域12的)压实轮廓，它可以在施加2.0毫米的钻头之后直接安装在软骨中。仅由于顶端16的形状，这种插入也是可能的。

因此，植入物1所需的钻头通道更少(取决于患者的骨类型和临床状况)；能获得更高的骨压实特性(通过第一区域12)；即使在3型和4型骨骼中，也能达到很高的初步稳定性，这在很多情况下可以立即将其加载到患者身上；在类型3和4的软骨中以及能够插入类型1和2的硬骨(皮质的)中的第二区域13中，螺纹创建凸头不是必需的。

除了已经描述的内容之外，植入物1还具有至少一个螺旋腔5，该螺旋腔5包括在其下端和上端之间测量的长度5.1，以使其从下端开始，优选地在在顶端16上方的螺纹处开始，使其从其下端结束，优选地，在第一区域12和第二区域13之间的交点之后的两个螺纹处结束。

螺旋腔5的目的是将骨材料引导到第一区域12，以增加该区域的压缩和压实，从而提高植入物1的初步稳定性。

螺旋腔5还具有从螺纹顶3.1到所述腔的底部测量的深度。该深度沿其长度5.1是可变的，并且最低深度值布置在螺旋腔5的下端和上端。换句话说，螺旋腔5从浅处开始，并且其深度朝着所述腔5的长度5.1的中线逐渐增加。

这里必须注意的是，腔5的深度在所述螺旋腔5的端部处具有小于最小螺纹圆角高度3.3的值，并且在螺旋腔5的长度5.1的中线处具有大于最大螺纹圆角高度3.3的值(参见图4和5)。

换句话说，从图中可以看出，螺旋腔5的端部代表在螺纹顶3中的微小切口，并且沿着其长度逐渐增加深度，直到其到达并超过芯2的表面。要注意的是，螺旋腔5不涌入顶端16，也就是说，螺旋腔5不延伸到植入物1的端部。

另外，螺旋腔5在侧部具有过渡面5.2，其目的是促进骨材料在腔5内的流出。这些过渡面5.2相对于芯2的表面倾斜，芯2与该表面具有在20°至160°范围内的角度。换句话说，过渡面5.2代表螺旋腔5的倾斜侧壁。

同样重要的是要注意，在植入物1插入骨组织期间，有可能在植入物1中施加反扭矩。同样，在这种反扭矩期间，螺旋腔5允许骨组织在内部流动，但是与在施加扭矩时发生的方向相反。

本发明的植入物1获得的另一个优点是对于不同的植入物直径保持相似的安装扭矩的能力。给定的植入物与溢流钻头(未示出)的组合使得这是可能的。

溢流钻头的直径使得在冠状端17处测量的植入物1的直径应小于钻头的直径。对于较硬的骨头，该直径差减小，即，对于较大直径的钻头，更多的骨头被去除，从而植入物1与较少的材料相互作用，从而能够保持更均匀的扭矩。

这种扭矩保持有利于在植入物放置时牙医/医生的工作，因为无论要处理的骨骼类型如何，施加的力都相同。会破坏植入物的过大扭矩或使植入物松动的过小扭矩可以避免，这可能导致植入物离开插入开口。

最后，注意的是，植入物1中存在两个具有不同几何轮廓的区域(区域12和13)，使植入物1可以成功地安装在包括不同硬度分布的骨骼区域的患者体内。从图6可以清楚地看到这种情况，其中可以看到骨开口(人造的)，该骨开口包括顶部的一部分软骨(松质的)和底部的硬骨(皮质的)。第一区域12，通过其几何形状，使得在松质区域中具有高骨压缩以及相应的初步稳定性。继而，第二区域13通过其几何形状呈现出用于插入硬骨(皮质)中的切割能力。另外，在安装期间，与皮质骨接触的螺纹3在安装过程中产生牵引力，因此便于植入物的插入。

已经描述了优选实施例示例，应该理解的是，本发明的范围涵盖其他可能的变化，并且仅由所附权利要求的内容(包括其可能的等同形式)限制。

参考符号列表

1植入物

2芯

3螺纹

3.1螺纹顶

3.2螺纹螺距

3.3螺纹圆角高度

4假体界面

5螺旋腔

5.1螺旋腔长度

5.2螺旋腔过渡面

6第一区域中的芯角度

7第二区域中的芯角度

8第一区域中的螺纹角度

9第二区域中的螺纹角度

10植入物长度

11植入物中心轴

12第一区域

13第二区域

14芯直径

15螺纹外径

16顶端

17冠状端