用于种植牙的缓冲件的制作方法

本发明涉及用于种植牙的缓冲设计，其模拟人体牙周膜(pdl)的功能。

背景技术：

牙周膜(pdl)是介于牙根和牙槽骨之间的致密软结缔组织的薄层(berkovitz等,1995)。pdl对牙齿的瞬时和短期活动性具有决定性的影响，因为与周围牙槽骨相比小得多的硬度(1960)。这种最初的牙齿活动性(必须与长期正畸牙齿移动区分开来)受到构建pdl的不同组成部分即纤维组织、流体相、脉管系统、神经支配及位于牙周空间内的细胞的机械性能的影响。但pdl也会影响牙齿长期移动，其应变状态调节了牙周空间内的细胞活性，这在牙槽骨重塑过程中有所涉及(katona等,1995；kawarizadeh等,2004；roberts等,2004)。

取决于采用正畸矫治器和力系统治疗的个体，正畸牙齿在数小时至数天的延迟阶段之后开始移动，在此期间内细胞活性被一系列的生物因子触发(ziros等,2002；kawarizadeh等,2005)。与此相反，最初的牙齿活动性在启动骨重塑过程之前覆盖了在小于秒或接近秒的短期现象(如咀嚼或嚼磨)期间产生的阻尼效应、在咬合期间接近几秒至几分的中间效应以及在应用正畸力系统之后的长期效应。在所有上文提及的例子中，如果力被释放，则牙齿将移回至其初始位置(1960)，因为引发骨重塑现象的生物链尚未启动。但由于pdl的复杂结构，力/偏移特性相对于加载时间明显不同。pdl的机械性能对于牙齿活动性而言是必要的，既体现在pdl本身变形中，又体现在涉及骨吸收/骨接合的pdl的细胞活性中。

通常，软结缔组织的细胞外基质由基质和纤维结构比如弹性蛋白和胶原构成(cowin,2000)。基质主要由水、蛋白多糖和糖蛋白构成。因为其高液体含量和取决于纤维结构内流体流量的粘弹性，其极大地影响了压缩时的组织硬度。弹性蛋白形成了表征随机分布的三维纤维网。胶原纤维主要负责组织拉伸硬度。它们沿特定方向被定向以承受施加载荷的影响并且确定组织的各向异性行为。

如上文所述，在天然牙中，pdl起到牙齿和额骨之间的缓冲作用，吸收冲击力并将咬合力均匀传递至周围的骨。力的分布取决于由pdl引起的微动。由于缺少pdl，种植牙必须直接与骨结合，引起骨内不均匀的应力分布，这可能会导致种植失效(quirynen等,1992)。因为缺少种植体的微动，大部分的力分布集中在了脊的顶部。位于骨界面处的纵向力集中在顶部区域，横向力增加了顶部力分布的大小。

种植牙最常见的失效模式是由周围额骨的萎缩而引起的种植体的松动，这通常是由于在咬合和咀嚼负载下脊椎骨上不适当的应力分布所引起。过载和应力屏蔽通常被当作导致植入体周围边缘骨质流失的主要的生物力学因素(等,2010)。仍有待明确的是种植后的骨流失是因过载还是因应力屏蔽所造成。无论哪种影响(过应力或应力屏蔽)主导了种植牙的长期性能，看起来合理的是过量的应力集中在早期边缘骨流失过程中起到了关键作用。

过载已经被确认为导致种植牙失效的主要因素。峰值骨应力通常在边缘骨中出现。如果为种植体赋予使由标准载荷引起的峰值骨应力最小化的设计，那么锚固强度被最大化。种植体-基台界面的设计对边缘骨内的应力状态在达到这个界面的水平时具有巨大的影响。sun(2003)的一篇文章提到人类第一恒磨牙的平均咬合力为80-90n，峰值力可超过100n。

为了缓冲目的，us2010/0304334a1公开一种种植牙系统，其包括具有井的种植体和具有支柱的基台，支柱形状被设计为将被容置在逐渐变窄的井中，并且在其中示出的一个实施例中，植入体和基台通过保持弹性的产品彼此接合，使得由该基台所支撑的人造牙以类似于天然牙的移动方式移动。

本申请的发明人在他们之前的工作(wo2013/169569a1)中公开一种种植牙，该种植牙包括：基本呈圆柱形的中空基底件，该基底件包括限定出所述基本呈圆柱形的中空基底件内的空间的壁和将所述空间与所述壁的外表面连通的多个贯穿厚度的孔；基台；植入体-基台界面(iaj)部分，其位于所述基底件的一端以将所述基台保持至所述基底件，从而所述基台能够沿着所述基底件的轴向在预定距离内移动；第一缓冲件，其适于安装在所述基台和所述基底件之间，以在所述基台受压朝向所述基底件相对移动时提供阻力，并且在基台从所述压力下释放时提供反弹力。在缓冲式种植牙的一个实施例中，该种植牙还包括第二缓冲件，其为弹性件并且被夹在所述iaj部分和所述基台之间。pct/us2013/039366的公开内容通过援引纳入本文。

该第一缓冲件和/或第二缓冲件能够在所述基台受压朝向所述基底件相对移动时提供阻力并且在基台从所述压力下释放时提供反弹力。另外，双缓冲式种植牙与单缓冲式种植牙相比在抗疲劳测试中示出了明显的优异性。

尽管pdl具有复杂的生物学、形态学和生物力学行为，但是如上文所述其许多理论仍然尚未清楚，在临床上众所周知pdl的特征在于其高度非线性的机械反应(1951；1960；walter等,1998；ona和wakabayashi,2006)。

在ona和wakabayashi(2006)对牙槽骨支撑对牙齿的功能能力的影响的研究中发现pdl的材料性能是由线性弹性相和非线性弹性相决定的。并且具有正常的和加宽的pdl空间的正常骨高度的样品以及具有正常的和加宽的pdl空间的减小骨高度的样品由它们不同的载荷-位移曲线来证明。

早在1951年，在(1951)的经典文章中就已经获得了人体门齿的pdl中的载荷-位移数据。作者发现在横向力驱动下齿的移动性(tm)可被分成三个基本线性的范围：初始tm(或牙根膜tm)、中间tm(或牙周tm)和最终tm，如在(1951)的图4中所示。在初始tm内，牙齿抵抗力的阻力(载荷-位移斜率或弹性模量)非常小。当载荷增加至某个水平(约为100gm)时，阻力突然增加并且进入中间tm。在约100-1500gm的范围内，运动的增加与力的增加保持线性关系，超过了疼痛记录(进入最终tm)。在同一文章中证明了在具有重新种植的牙齿的试验中不存在初始tm，重新种植的牙齿中不再存在牙根膜纤维，如在(1951)的图5中所示。换句话说，在天然牙齿中观察到的缓冲效应在没有牙根膜的重新种植的牙齿中不存在。

在richter等(richter等,1990)对在纵向载荷下人磨牙的研究中也证明了不存在牙根膜tm(缓冲件)。在这个研究中，人体牙齿位移-纵向载荷曲线再一次清晰地展示了两个明显不同的线性范围(牙根膜tm和牙周tm)。但骨结合刚性种植牙的位移-纵向载荷曲线在没有缓冲式牙根膜tm的情况下显然仅表现出线性牙周tm。所有传统的人造种植牙都属于这个非缓冲式范围，该人造种植牙不论是金属的或是陶瓷的都无需牙根膜而直接植入牙槽骨。

richter等(1990)指出载荷-位移曲线具有两个完全不同的斜率。如其图1所示，第一个线性区中的斜率为11.8μm/n，第二个线性区中的斜率为1.1μm/n。richter等(1990)的图2指出载荷-位移曲线在整个区域中仅具有一个为2.1μm/n的斜率。

尽管我们的wo2013/169569a1和wo2015/066438a1公开了单缓冲式或双缓冲式的种植牙，但是它们并没有教导怎样制备能够模拟人体pdl的缓冲件，其在加载时展示至少两个(最初和中间)明显不同的应力-应变斜率(模量)。

技术实现要素：

本发明的主要目的在于公开了一种缓冲机构，其在被结合至种植牙时能够模拟天然人体牙周膜(pdl)的功能。该缓冲机构具有在说明书中公开的特定设计参数，很大程度上模拟了天然人体牙周膜的缓冲功能。这通过安装由具有不同模量(刚度)值和/或不同厚度的材料制成的复合材料缓冲件或多个缓冲件来达到。这种新型缓冲式种植牙设计可导致种植牙患者从“有效”到“舒适”的范式转变。

我们发明设计独特的优势

◆导致种植牙松动的一个关键因素在于根部上不均匀的闭合力。在天然牙中，牙周膜用作牙齿和额骨之间的垫/缓冲物，吸收冲击力并将咬合力均匀传递至周围的骨。由于缺少牙周膜，传统的种植牙必须直接与骨结合，从而引起骨中的非均匀应力分布。这种缓冲式设计大大减小了牙槽骨中的非均匀应力分布(避免应力集中点)并且更加均匀和有效地吸收应力。

◆这种缓冲式设计具有在说明书中公开的特定设计参数，很大程度上模拟了天然人体牙周膜的缓冲功能。

◆该缓冲式设计可被应用于单缓冲式种植牙或双缓冲式种植牙。

◆这种新型设计可导致种植牙患者从“有效”到“舒适”的范式转变。

附图说明

图1示出了根据本发明第一优选实施例构造的种植牙；

图2示出了根据本发明第二优选实施例构造的种植牙；

图3a示出了根据本发明第三优选实施例构造的种植牙；

图3b示出了根据本发明第四优选实施例构造的种植牙；

图4示出了压缩测试设置；

图5示出具有不同热处理条件和/或不同初始厚度的单个缓冲件的压缩测试结果；

图6示出具有相同材料和不同厚度的双缓冲件的压缩测试结果；

图7示出具有不同材料和相同厚度的双缓冲件的压缩测试结果；

图8示出具有相同材料和不同厚度的单个缓冲件的压缩测试结果；以及

图9示出具有相同材料和不同厚度的双缓冲件的压缩测试结果。

具体实施方式

图1示出了根据本发明第一优选实施例构造的种植牙，其包括：

基底件10；

基台20；

种植体-基台接合(iaj)部分30，其位于基底件10的一端，以将基台20保持至基底件10，从而基台20能沿基底件10的轴向在预定距离内移动；

第一缓冲件50，其被夹在所述iaj部分30和基台20之间，

第二缓冲件40，其仅沿所述轴向被夹在所述基台20和基底件10之间。

本发明设计的优势

由缓冲件所提供的微动有助于植入体更加自然的功能，使其改善牙齿替换。其促进了更加自然的咬合感觉，并增强与周围牙齿的相互作用。另外，它允许实现由植入体和牙齿的组合所支撑的固定桥接，这在传统情况下会受到牙齿和植入体所呈现的微动量差异的危害。但是，也许具有缓冲件的植入体的最突出的优点在于使从咬合载荷传递至植入体与周围骨之间的连接界面的微动量最小化，尤其是在根部外形处的过量微动导致了纤维包封的植入的初期阶段(werner等，2012)。

双缓冲件设计

对于双缓冲件设计而言，虽然可互换，但是优选地，第一(外侧)缓冲件为更厚、更软(更低模量/低硬度)、近基台环形的缓冲件，而第二(内侧)缓冲件为更薄、更坚固(更高模量/更硬)、近根部的缓冲件。

载荷-位移斜率

■具有多个缓冲件的缓冲式种植牙(注意：优选双缓冲件设计)，其中模拟天然pdl的(多个)缓冲件具有纵向载荷-位移曲线，该载荷位移曲线在压缩时具有至少两个不同的斜率(“第一斜率”代表牙根膜tm，“第二斜率”代表牙周tm)，其中第一斜率的范围从约2至约20μm/n，优选5至20μm/n，更优选7至15μm/n；第二斜率的范围从约0.1至约10μm/n，优选0.3至6μm/n，更优选0.6至3μm/n。

模量

■具有多个缓冲件的缓冲式种植牙，其中模拟自然pdl的(多个)缓冲件具有纵向载荷-位移曲线，该载荷-位移曲线在承受压缩载荷时具有至少两个不同的压缩模量值(“第一模量”代表牙根膜tm，“第二模量”代表牙周tm)，其中该第一模量的范围从约0.3mp至约40mpa，优选约为0.4mp至20mpa，更优选为1.0mp至10mpa；第二模量的范围从约0.7mp至约550mpa，优选约为0.9mp至100mpa，更优选约为1.0mp至50mpa。

厚度

■对于双缓冲种植牙，两个缓冲件可由具有不同模量的不同弹性材料制成；或者一个或两个缓冲件是复合材料缓冲件；或者该两个缓冲件具有不同的厚度(即使由相同材料制成)，由此导致纵向载荷-位移曲线具有至少两个不同的斜率和不同的模量值(牙根膜tm和牙周tm)。

■对于由相同材料制成的具有不同厚度的双缓冲件，虽然可互换，但是优选第一(柔软、靠近基台的)缓冲件比第二(更硬、靠近根部的)缓冲件更厚。

(注意：对于由相同材料制成的具有不同厚度的两个缓冲件，较薄的缓冲件具有较大的载荷-位移斜率)

■对于其中两个缓冲件由具有不同模量值的不同弹性材料制成的双缓冲式种植牙，第一缓冲件的压缩模量约为0.3mpa至40mpa，优选约为0.4mpa至20mpa，更优选为1.0mpa至10mpa；第二缓冲件的压缩模量的范围约从0.7mpa至550mpa，优选约为0.9mpa至100mpa，更优选约为1.0mpa至50mpa。每个缓冲件的厚度为约0.1mm至10mm。

■对于其中两个缓冲件具有不同厚度并且由相同弹性材料制成的双缓冲式种植牙，第一(软的、靠近基台的)缓冲件的厚度大于第二(更硬、靠近根部的)缓冲件。第一缓冲件的厚度为约0.2mm至1.0mm，优选0.3mm至0.8mm，而第二(更硬、靠近根部的)缓冲件的厚度为约0.1mm至0.6mm，优选0.2mm至0.4mm。

■对于双缓冲式装置而言，选择性地在第二缓冲件(更硬、靠近根部的缓冲件)与当种植牙被压缩时将被压在第二缓冲件上的基台之间存在间隔(间隙)，该间隔约为5至50μm(注意：这是为了进一步在载荷-位移曲线方面增强与天然牙的相似性)。这种设计在图2中示出，其中在第二缓冲件40与基台20的底部之间存在间隔(间隙)70。

■对于双缓冲式装置，选择性地在第二缓冲件(更硬、靠近根部的缓冲件)与基台之间插入软(低模量))膜弹性层，其厚度约为5至50μm，优选10-30μm。这种设计在图3a中示出，其中柔性(低模量)膜80的附加弹性层夹在第二缓冲件40和基台20的底部之间。另外如图3b所示，选择性地插入附加软(低模量)缓冲件90，其与iaj部分30和基台20之间的第一缓冲件50相类似。

(注意：这个膜的模量应近似于或低于第一缓冲件的模量)

(注意：这是为了进一步在载荷-位移曲线方面增强与天然牙的相似性)

(注意：这个设计可能比在图2中示出的上文“位于第二缓冲件与基台之间的间隔”的设计更加容易制造)

■缓冲件的形状可为实心圆形、环形、平坦的、多孔的等。

■该缓冲件为弹性体，优选橡胶并且更优选硅基橡胶。该弹性体可还包括模量增强改性剂，比如陶瓷颗粒、金属颗粒或玻璃颗粒、晶须或短纤维、碳纤维、炭黑、cnt、石墨、炭黑、活性炭等。

单缓冲件设计

■对于单缓冲件设计而言，该缓冲件由复合材料制成，该复合材料包括至少两种具有明显不同的压缩应力-应变模量值的弹性材料；其中该复合材料可为层状(至少两个不同模量值的平坦层)、颗粒状(一种基质以及至少一种特定增强体)或柱状(具有呈明显不同模量值的至少两种不同弹性材料的多个柱)，由此形成具有至少两个不同斜率(牙根膜tm和牙周tm)的纵向载荷-位移曲线。

■对于包括两种不同弹性材料(两个平坦层)的层状型单个缓冲件，一个层的压缩模量约为0.1至10mpa，优选约为0.5至5mpa，而另一个层的压缩模量为1至500mpa，优选为5至100mpa。虽然可互换，但是优选该软(低模量)层为靠近基台的层。

制备用于种植牙的弹性缓冲件的方法

■为了对弹性的硅基缓冲材料(无论是市售还是自制)的模量(刚度)进行调整(通常是增加)，对未加工的缓冲材料在＞150℃下进行＞0.1h热处理，优选在约200至300℃进行约0.1至24h热处理，更优选在约210至250℃进行约1至12h热处理。这个热处理或者可以在成形/成型为成品之前施加至缓冲材料，或者可以施加至已经成型至其最终形状的缓冲件上。缓冲件的不同厚度可通过轧制/压缩或直接切割成不同厚度来得到。(注意：通常较薄的缓冲件比相同材料的较厚的缓冲件具有更大的载荷-位移斜率)

测试用材料

表1列出了经受或未经受用于测试的热处理的具有不同模量值的商业硅酮基材料。

表1

(注：康道宁c6-265是uspv级医用级材料，其已经通过生物相容性测试并且在fda21cfr177.2600中称为“仅作为用来重复使用的物件组分使用的物质”)

制备用于测试的硅酮橡胶片(缓冲件)的方法

为了制备一系列的用于测试的具有不同模量值的缓冲件，将医疗级硅酮(wackerchemieag,germany)在不同的时间段热处理至不同的温度。(注意：在目前的温度和时间范围内，更高的温度和/或更长的时间通常会形成更大的模量)。将适量硅酮放置在两个压克力板之间，该压克力板被涂覆一层起到润滑作用的凡士林。接下来在不同时间段的不同温度下将硅酮放置在炉子内以得到不同的模量(刚度)等级，接下来空冷。硅橡胶板的厚度通过控制两个压克力板之间的间隔来控制。

缓冲件的压缩测试

压缩测试采用岛津万能试验机(自动绘图ag-x10kn，日本岛津)在1mm/min的恒定十字头速度下进行。图4中示出了压缩测试设置，其中第一缓冲件由标号50表示(外径为50mm并且内径为30mm的环形)，第二缓冲件由标号40表示(直径为30mm的圆形)。采用origin系统(originpro8，origin实验室公司，美国)进行数据分析以确定应力-应变曲线的斜率(μm/n)，其可转换为压缩模量(mpa)。

表2缓冲件的材料、制造商、初始厚度、热处理条件、压缩载荷-位移斜率和压缩模量值

图5示出了具有不同热处理条件和/或不同初始厚度的单个缓冲件(第二缓冲件40)的压缩测试结果，该结果示出了：

(1)每个曲线基本具有一个斜率。

(2)在测试范围内，更高的加热温度和/或更长的加热时间生成了更硬的(更大的载荷-位移斜率或更高的模量)缓冲件。

(3)可通过适当热处理来控制缓冲件的载荷-位移斜率以模拟人体pdl的的载荷-位移斜率。

图6示出了具有相同材料和不同厚度的双缓冲件的压缩测试结果，该结果示出了：

(1)具有相同厚度的双缓冲件形成了一个斜率的曲线。具有不同厚度的双缓冲件形成了两个斜率的曲线。

(2)较薄的缓冲件生成更硬的缓冲件。

(3)在这幅图中示出的一些曲线接近于人体pdl的第一斜率(初始tm)，但都远没有人体pdl的第二斜率硬。

图7示出了具有不同材料和相同厚度的双缓冲件的压缩测试结果，该结果示出：

(1)每个曲线基本具有两个斜率。

(2)“ca(o)+ws(i)”曲线的第一斜率接近于人体pdl的第一斜率，而其第二斜率接近于人体pdl的第二斜率。

图8示出了具有相同材料和不同厚度的单个缓冲件的压缩测试结果，该结果示出：

(1)每个曲线基本具有一个斜率。

(2)较薄的缓冲件会产生较硬的缓冲件。

(3)曲线的斜率接近于人体pdl的第二斜率。

图9示出了具有相同材料和不同厚度的双缓冲件的压缩测试结果，该结果示出：

(1)每个曲线基本具有两个斜率。

(2)曲线的第一斜率非常类似于人体pdl的第一斜率，第二斜率非常类似于人体pdl的第二斜率。

参考文献

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