牙科用種植體的製作方法

2023-05-18 18:22:16 1

專利名稱：牙科用種植體的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種植入到口腔內的齒槽骨上部的牙科用種植體，更詳細地，涉及比過去的種植體短且更快起作用並減少齒槽骨的損壞，有效地對應齒槽骨形狀的牙科用種植體。
背景技術：
種植體是以治療為目的植入到生物體的骨質中的結構物，取代喪失的牙齒在齒槽骨固定修復體時使用，或者更換人體中關節部(articular joint)時使用。牙科用種植體一般包括種植體本體(以下，稱為種植體)、基牙及修復體。種植體在口腔中固定在喪失牙齒的部分的骨結構中，一般在外表面形成螺紋。另外，由種植體的上部固定基牙，基牙支承實際牙齒形態的修復體。牙科用種植體稱為骨整合性種植體，這是指植入後種植體表面和新形成的骨組織在生物學上不隔著軟組織直接接觸而形成以肉眼觀察幾乎沒有動搖度的狀態即骨整合 (osseointegration)的種植體，眾所周知，這種骨整合的完成通常植入後需要3 6個月， 在這樣形成充分的骨整合之後才也可以施加咬合力。如果在未充分形成骨整合的狀態下施加外部的力量，則種植體表面和骨組織直接接觸，代之在之間隔著軟組織，這導致骨整合的失敗，即，種植體的失敗。因此，一般情況下過去的種植體在植入後3 6個月程度的一定期間內對種植體不能施加咀嚼壓力，以使種植體的外部螺旋表面和周邊的骨組織充分整合。人的齒槽骨多種多樣。有可利用的齒槽骨的長度和寬度充分且骨質堅硬的情況， 還有可用的齒槽骨的長度短或非常薄的情況。拔出牙齒後擱置很久或因牙齦疾病嚴重而拔牙的情況下，齒槽骨損傷嚴重而只剩下短且薄的齒槽骨。這種情況下，發生不能植入長的種植體的狀況。例如，下顎白齒部中下齒槽神經和血管經過下部，上顎白齒部存在上頌竇，上顎前齒部接近鼻孔的情況較多。這種情況下，若要植入長的種植體，必須施行垂直性的充分的骨移植，但是垂直性的骨移植術難度大、成功率非常低。過去的短的種植體耐受咬合力的能力不足，需要植入更多的種植體，比長的種植體等待得長，即使這樣，耐受咬合力的力量也弱，容易失敗。齒槽骨上部的厚度薄的情況下，為了防止種植體的露出，若植入過去的直徑小的種植體，則不能耐受咬合力而最終導致種植體的折斷。為了防止折斷需要植入直徑大的種植體，但是齒槽骨薄的情況下，需要施行水平性的骨移值術來減小今後可能發生的骨損失。 水平骨移植術與垂直骨移植術相比成功率高，但是仍然對患者造成更大的疼痛並需要長的手術時間，對牙科醫生也只能是難度大的施術。圖1是用於說明過去的種植體的剖面圖。參照圖1，過去的種植體10從種植體的骨組織末端部即遠端部越接近被插入於骨組織的本體部分的最上部即近端部，種植體的有效直徑逐漸增加或維持一定，而至少在近端部具有最大的直徑。近端部直徑大的理由是用於防止種植體在近端部的折斷 (fracture)，植入種植體時用於防止種植體繼續進入骨組織內，並用於防止基牙的鬆動。
但是，如圖所示，一般齒槽骨的上部形成得薄，所以在種植體被植入的同時有可能發生從齒槽骨的骨結構向外部露出或僅在近端部周圍剩下薄的骨質的情況，這時若安裝修復體，則耐受外力的力量減小，對齒槽骨集中更大的力量，可能更快引起骨損失(bone loss) ο近端部的骨質維持是保障種植體的長期的成功的重要的因素。如果繼續在該部位發生骨質破壞，則存在於骨組織中的近端部逐漸露出，這樣在同樣的咬合力下，更大的力量集中在發生骨質破壞的部位，不能耐受咬合力，種植體最終在該部位折斷。因此，近端部的長期性的骨質維持非常重要。對種植體近端部位的骨損失賦予影響的重要因素有包圍上部的周圍骨質的厚度及上部的連接方式等多種因素。第一，包圍種植體的近端部的骨組 織的厚度以單側最小成為1.5 2mm才安全，若是其以下容易引起骨損失。如上所述，大多數情況下拔牙很久的齒槽骨的上部變薄，這時若植入近端部的直徑大的種植體，則可能引起骨損失，所以為了加強齒槽骨厚度，大多數情況下需要同時進行難度大的骨移植。因此，在耐受咬合力的強度內，近端部的直徑儘可能小的種植體有利於預防骨損失。對種植體的近端部位的骨損失賦予影響的重要因素中的第二個是近端部和基牙的連接方式，種植體和基牙一體形成的一體型最安全且骨損失少，不需要2次手術，具有不需要另外連接基牙的優點。但是，一體型的長基牙高高地露出在齒齦(牙齦)上，在植入後要立即配合方向和長度切斷基牙的不便，不得不在植入後立即修復修復體，所以咀嚼壓在植入之後立即施加，所以植入不堅固的種植體伴隨容易失敗的危險，所以不廣泛使用。因此，開發出種植體和基牙分離的埋入型(submerged)或半露出型 (nonsubmerged)種植體，但是這種種植體在種植體充分整合到骨組織之前可以埋入於牙齦中，所以安全，其優點是具有可以為修復體選擇最好的基牙的機會，所以是近來最廣泛使用的種植體。但是，這種種植體的大部分仍然需要2次手術，以後為了將基牙連接在種植體， 需要在種植體近端部的內部形成連接槽，所以中間空，強度只能弱，因此，近端部需要維持儘可能大的直徑。這種種植體難以減少近端部的直徑，內部結構弱，具有可能由持續的咬合力引起種植體的折斷的缺點，具有有時由於連接部的微細縫隙(microgap)而增加骨損失的缺點。沒有牙齒的情況下等待長時間對患者來說從精神上和肉體上都會痛苦，大多數情況下不能進行正常的社會生活。在難以施術的狀況下，也儘可能使手術簡單，減少手術後的疼痛，減小後遺症，手術後儘早恢復牙齒而能夠進行咀嚼功能，能夠回歸社會並帶來長期的成功的種植體的要求增加。

發明內容
本發明提供一種在骨質弱或垂直上剩餘非常短的骨量的情況下不需垂直性的齒槽骨移植也可以成功植入的短的種植體。本發明的提供一種種植體本體的外徑比過去較短且剖面大小減少也能夠提供充分的支承力的牙科用種植體。本發明提供一種在寬度窄且薄的骨結構中也不需要水平性骨移植而可以植入的種植體，並提供一種對應於上部窄的齒槽骨形狀，不必要時種植體不會露出，可期待從齒槽骨的損傷中快速恢復的牙科用種植體。本發明提供一種種植體本體上部即近端部的骨質不會損失而形成長期性的骨質維持的種植體。本發明提供一種不需要2次手術而僅通過1次手術完成手術的同時能以充分的支承力骨整合在生物體的骨質的種植體。本發明提供一種在骨中植入種植體之後可以防止在與種植體相接的骨結構中產生壞死等的種植體。本發明提供一種在骨中植入種植體之後在種植體表面周圍快速引起新的骨組織的形成的種植體。本發明提供一種滿足上述所有條件的同時植入後立即修復人工牙齒，種植體也不會失敗並且發揮很好地耐受卓越的固定力的種植體，提供至少可以縮短骨質和種植體之間的骨整合時間的種植體。本發明提供一種種植體，可以是基牙向口腔內突出的過去的一體型種植體，並且也可以是半露出一體型(nonsubmerged or one stage)種植體，與過去的一體型相比，結合部向牙齦上方不會突出很多，不需要在口腔內改變連接部的長度和形狀。根據本發明的優選的一側面，牙科用種植體是植入後任何時候都可以提供修復體的即時功能種植體，其特徵在於，由被插入骨結構的本體部和一體形成於上述本體部的上部的結合部構成，上述本體部由細短的芯部和沿著上述芯部的外表面形成為寬且深的螺旋形狀的螺旋刀片構成，在螺旋刀片具有上下貫通螺旋刀片周邊並可以包含骨生長因子的由多個孔或槽形成的連接部，本體部的最上部的所謂近端部的外徑具有從上述本體部的最大直徑的所謂中央部朝向近端部逐漸減少的形狀，上述結合部由保護骨組織的牙齦粘貼部和連接基牙或修復體的樁部構成。在上述芯部的外表面形成螺旋刀片，可以減小在上述近端部上的螺旋刀片直徑， 在齒槽骨完成種植體植入時，可以防止在齒槽骨上部螺旋刀片露出到齒槽骨外。在被插入於骨結構的本體部的芯部周邊提供形成為螺紋形狀的寬且深的螺旋刀片。所謂螺旋刀片可以提供為在芯部的外表面形成的一般的三角螺紋形態，優選是如刀片形成薄的結構來增加刀片之間的骨量並具有可以將刀片表面和骨表面之間的上下接觸面形成得寬的剖面的結構。螺旋刀片可以由一個螺紋形狀形成，其中如螺紋可以使多個螺旋刀片形成在芯部外表面。寬且深地形成的螺旋刀片在寬的面被骨結構支承，所以可以提供強的支承力。另外，由刀片形狀形成，刀片佔用的總體積小，所以具有減少種植體植入時用於插入刀片的骨削除量相反增加支承種植體的骨量的效果。螺旋刀片比過去的螺紋寬且深，所以植入種植體之後，螺旋刀片之間的骨結構幾乎被孤立而不能順暢地進行血液供給，其結果在螺紋之間的骨結構可能產生壞死(bone necrosis)等的副作用。為了防止骨壞死並使血液供給順暢而促進新的骨形成和骨整合，使連接部形成為局部地上下貫通螺旋刀片而可以進行相互通信(communication)。連接部可以在螺旋刀片被提供為槽(groove)或孔(hole)形態，通過連接部上下骨或組織可以相通， 所以可以更迅速地進行骨質或組織的再生或恢復。
根據情況，可以將骨形成蛋白質(BMP ；bone morphogenic protein)等的骨生長因子塗敷或注入到連接部內，植入種植體之後，可以使新的骨組織的形成更快。特別是，結合部和芯部一體形成的一體型種植體的情況下，向芯部內部不形成用於螺絲的內部孔，所以能夠減小芯部的直徑，取代減小芯部的直徑而形成寬的螺旋刀片，可以確保充分的支承力。另外，如上所述，在鄰接於結合部的近端部逐漸減小螺旋刀片的直徑的同時，可以抑制螺旋刀片向齒槽骨外露出。另外，根據情況，僅使包含螺旋刀片的本體部的近端部直徑小於本體部的中央部的最大直徑部就能獲得上述效果。一體型的優點還在於，減小近端部芯部的直徑，折斷的危險小，雖然直徑向近端部逐漸減小，但是可以形成在近端部仍然具有強力的支承功能的刀片。芯部直徑相對小，所以用於骨削除的鑽孔變得最小，縮短施術時間，刀片寬，所以與相同直徑相同長度的過去種植體相比增加骨支承力。反過來說，為了支承相同的咬合力，本發明的種植體可以提供長度更短直徑更小的種植體。在過去的種植體中，與外用(external)及內用(internal)型無關地在種植體連接基牙的螺絲的直徑為大約2. Omm左右以上，隨之種植體的直徑也形成為最小4. Omm以上。 但是，本發明的牙科用種植體的情況下，在近端部沒有螺絲孔，所以可以減小芯部的直徑， 代之在相同的直徑內將螺旋刀片形成得深，可以增加該部位的骨支承面積。更詳細地，在種植體的最大直徑為大約4mm的過去的普通大小的種植體中，近端部直徑為大約4mm，近端部的芯直徑也是大約4mm，相反本發明的普通種植體可以將包含螺旋刀片的近端部的直徑減小為大約4mm以下(3. 8 2. 5mm)，近端部的芯直徑也可以減小為大約3. 8 2. 0mm。這提供在齒槽骨上部的寬度窄的部位也可以沒有骨移植地成功植入上述種植體的重要的因素。另外，在種植體的最大直徑為4mm的過去的普通種植體中，螺旋刀片的最大直徑為大約4mm，芯直徑為大約3. 2 3. 3mm左右，相反本發明的普通種植體的螺旋刀片的最大直徑同樣為4mm，但是將芯部的最大直徑減小到3 1. 5mm，在相同的外徑內，將與骨之間的接觸面積和支承面積最大化，可以提供植入後立即曝露於咀嚼壓力也能承受的種植體。本發明提供一種種植體，可以是結合部突出到口腔內的過去的一體型種植體，主要可以成為半露出一體型種植體，與過去的一體型相比，結合部不在牙齦上方突出很多，不需要在口腔內改變結合部的長度或形狀。結合部主要是摩擦固定(friction)方式，但是也可以是牙骨質(cement)粘接方式或螺絲維持方式，不限定結合部和修復體之間的結合方式。本發明的種植體將短且細的芯部和在芯部周邊寬且深地形成的螺旋刀片及在上述螺旋刀片具有孔或槽的連接部、以及直徑小的近端部及與近端部一體形成的結合部相互組合而可以得到多種效果。例如，本發明的種植體與過去的種植體相比，可以使芯的直徑小且長度短，這是因為本體部和結合部為一體型，從而可以減小芯的直徑，通過相對寬的螺旋刀片，雖然種植體的長度短，但可以確保充分的支承力。寬且深地形成的螺旋刀片在寬的面被骨結構支承，所以用相同直徑和長度短的種植體，也提供比過去的種植體強的支承力，可以在植入後短時間內恢復咀嚼功能。另外，本發明的牙科用種植體的情況下，芯的直徑小且從螺旋刀片的中央部越接近近端部包含螺旋刀片的整體外徑逐漸減小，在用過去的具有直徑大的芯和大的近端部直
7徑的種植體難以植入的薄齒槽骨中也可以有效植入。即，本發明的牙科用種植體，即使植入到上部窄的齒槽骨形狀，不必要時種植體不露出，不需要垂直或水平的骨移植也能在近端部周圍維持必要的齒槽骨量，所以可以長時間保存或維持上部近端部的骨組織，可以延長種植體的壽命。另外，連接部可以形成為上下貫通螺旋刀片，骨結構或血管組織可以通過連接部進行相互通信，可以期待快速的骨形成。另外，在連接部及芯周邊提供骨生長因子，植入後可以保留很久，所以在種植體表面快速誘發新的骨質形成，減少種植體的失敗，對早期恢復功能提供幫助。另外，與芯部一體形成的結合部可以獲得三種效果。第一，如上所述，與芯部一體形成，所以具有減小近端部的直徑的效果。第二，與近端部連接成一體型，所以生物體不將近端部和結合部之間識別為外部， 因此可以期待按原樣維持近端部的骨組織或反而增殖的效果。分離型的種植體因頻繁分離及安裝基牙，生物體將其邊界識別為外部，出現要用軟組織包圍骨組織的防禦現象，結果上導致近端部上部的骨組織的丟失。另外，分離型的種植體在基牙和種植體的邊界部產生微細縫隙，從該微細縫隙滲出細菌及毒素而導致損傷近端部的骨組織的結果。上述結合部具有保護骨組織的牙齦粘貼部，由於這樣的理由本發明的種植體是一體型且具有在修復體和骨組織之間保護骨組織的軟組織可以粘貼的軟組織粘貼部，可期待最小化近端部周圍的骨損失的效果。第三，根據本發明的一例，結合部提供由摩擦固定方式連接在上述結合部的基牙， 將上述結合部的高度形成得短而在某種程度上符合牙齦高度，以防在口腔內削除或變形， 從而在植入後不必要時不需削去結合部，可以自由決定植入後何時提供修復體或咀嚼功能恢復時期。即，骨質弱並且進行很多骨移植和情況下，為了延遲修復體提供時期，僅在結合部上連接治療基牙，能夠以結合部不突出到牙齦上方且未被施加外部的力量的狀態等待一定期間，如果判斷為植入後即可得到充分的固定力並立即恢復功能，則植入後即可在結合部連接基牙而在其上提供修復體。這樣，本發明的種植體得到如下效果在長度短、骨質弱、齒槽骨上部窄而難以施術的情況下，用不需骨移植的短種植體可以立即起作用，不需要2次手術，上部修復體連接方式多樣，並且長期維持骨組織，提供壽命延長的種植體。


圖1是用於說明過去的種植體的剖面圖。圖2是用於說明根據本發明的一實施例的種植體的立體圖。圖3是用於說明圖2的種植體的剖面圖。圖4是用於比較實際使用圖2的種植體的例子和過去技術的剖面圖。圖5是用於說明根據本發明的另一實施例的種植體的立體圖。
具體實施例方式以下，參照附圖對本發明的優選實施例詳細地進行說明，但是本發明不局限於以下實施例。作為參考，在本說明中，相同的號碼表示實質上相同的要素，在這種原則下也可以引用記載於其它附圖的內容進行說明，可以省略被判斷為對本領域普通技術人員顯而易見的內容或重複的內容。圖2是用於說明根據本發明的一實施例的種植體的立體圖，圖3是用於說明圖2 的種植體的剖面圖，圖4是用於比較實際使用圖2的種植體的例子和過去技術的剖面圖。參照圖2至圖4，根據本發明的一實施例的種植體100用於牙科手術，由本體部 105和結合部120構成，本體部105和結合部120形成為一體，可以利用鈦或鋯等的生物體親和性材料形成。本體部105包括芯110、螺旋刀片130及連接槽140，結合部120由連接基牙的樁部122和粘貼軟組織的軟組織粘貼部124構成。根據本發明的一實施例，本體部105是插入齒槽骨的部分，從齒槽骨的上端即近端部112到遠端部114在芯周圍以螺旋方式形成螺旋刀片130。螺旋刀片130可以由三角形形狀的剖面形成，優選可以由大致長的四方形形狀的剖面形成，沿相對於芯部110的軸大致直角的方向形成。根據本發明的其它實施例，螺旋刀片相對於芯部的軸大致為四方形，隨著接近末端逐漸變細為三角形形狀，或者可以是從一開始就逐漸變細的形狀。另外，螺旋刀片130以本體部中直徑最大的中間部116為基準朝向近端部其直徑逐漸減小。因此，具有螺旋刀片130的上部變窄的形狀。近端部與大約3. 5mm的過去的窄的種植體相比，本發明的窄的種植體可以將近端部的最小直徑減小到1. 5mm，在4mm的普通種植體中減小到2. 4mm,並且在5mm的寬的種植體中顯著減小到3mm。參照圖4，植入到齒槽骨時，螺旋刀片130的上部即近端部不露出到齒槽骨外，芯部小，所以不必過份地向外推出齒槽骨上部。另外，螺旋刀片130通過時產生的骨組織缺損部也可以快速恢復(a)。相反，如圖1所示，在過去的種植體中，上部可能露出到齒槽骨外， 種植體和基牙之間的結合部與骨結構鄰接而可能發生骨損失。本體部105的長度可以較短地形成為大約3 12mm，優選以4 8. 5mm的長度形成也可以穩定地固定在齒槽骨等中。另外，芯部Iio可以形成大約小於7mm的直徑，優選形成2 4mm的直徑。另外，本體部的遠端部為了在骨削除時減少骨削除量和熱產生，並且使種植體的進入順暢，芯部110及螺旋刀片130可以形成為越接近遠端部直徑逐漸減小，並且芯部的直徑沒有變化，越靠近遠端部，只有螺旋刀片130的高度逐漸減少。在遠端部螺旋刀片130側可以形成切割部132，這是為了在弱的骨質中不需要用於螺旋刀片的骨削除而直接擰入種植體所需的結構。但是，一般螺旋刀片深且寬，所以推薦在植入種植體之前預先施行用於螺旋刀片的骨削除。在螺旋刀片130周邊可以形成上下貫通的多個連接槽140。連接槽140可以連接由深的螺旋刀片130遮斷的上下空間，通過槽可以使上下骨組織局部相通，可以使用於傷口恢復的血液等通過。因此，植入種植體之後，可以防止在深的螺旋刀片130之間較深地被孤立的骨組織壞死，可以輔助受傷的骨組織快速恢復。為了在螺旋刀片130形成連接槽140，可以使用切削工具，可以由切削工具形成中心沿上下一致的槽。參照圖2，優選螺旋刀片130形成得薄且深，以便沿上下或水平地由厚且深的骨量支承。為此，從芯部110的外表面S到螺旋刀片130的高度h可以形成為螺旋刀片的下部厚度t的大約1倍以上，要形成得有些深，才能在小的尺寸下確保充分的支承力，也容易形成連接槽140。另外，螺旋刀片130相對地過於薄或寬，強度可能下降，所以優選螺旋刀片 130的下部厚度t相對於螺旋刀片130的高度h為3倍以下。在此，為了定義螺旋刀片130的下部厚度t，可以使用多樣的概念及方式，作為一例由以芯部110的外表面S為邊界位於外側的螺旋刀片130的剖面定義的面積A為基準時， 假設與外表面s平行的直線1，以該直徑1為基準，螺旋刀片130的外側區域的面積a成為整體剖面A的90%的情況下，可以將基於上述直線1的螺旋刀片130的內側邊界厚度定義為下部厚度tb。在連接槽140可以塗敷骨形成蛋白質等的骨生長因子160，在位於螺旋刀片130之間的芯部Iio外表面也可以塗敷骨生長因子160。骨生長因子160在植入後與鄰接的骨或組織反應，可以增加鄰接的骨或組織的恢復速度。將骨生長因子160塗敷在連接槽140內側，從而在植入過程中也可以防止骨生長因子160被骨或組織擠掉而脫落，在植入後也殘留很久來承擔骨形成促進功能。當然，骨生長因子160可以塗敷在螺旋刀片130的表面，也可以塗敷在芯部110的外表面。在芯部110的外表面塗敷骨生長因子160的情況下，使鑽頭的直徑大於包含生長因子的芯部的直徑，從而減小骨生長因子160在植入過程中脫落。為了在骨結構等中植入種植體100，對應於芯部110的直徑在目標骨結構形成鑽孔，用螺旋槽形成工具在骨中形成螺旋槽之後，可以將種植體100植入到骨結構中。上述的骨生長因子160在種植體100的製作時一起供給，但是也可以在植入種植體100之前在連接槽140塗敷或注入骨生長因子160。根據本實施例，結合部120中樁部以摩擦固定式提供以對應於上述結合部的外表面的形狀連接在樁部的基牙_修復體。摩擦固定型方式的樁的角度可以形成為大約1 4°，樁的長度為牙齦厚度程度形成為大約2 7mm。上述樁的角度和長度的組合是指在適當的壓力下被固定且在一定的拉伸力下可分離的形狀，上述結合部的長度相當於普通的牙齦厚度，以防在口腔內削除或變形。牙齦厚度程度的結合部的長度在植入後不必要時不需要削去樁部，可以自由決定何時提供修復體或咀嚼功能恢復時期，並提供今後可以選擇連接在結合部的最理想的基牙的機會。在本實施例中，以摩擦固定方式的樁為例進行說明，但是也可以不同於此，一體形成牙骨質固定方式的基牙或螺絲維持方式的基牙。根據本實施例，結合部120中軟組織粘貼部124是存在於連接基牙或修復體的樁的最下方邊界到插入於骨組織內的上述近端部的最上端之間的短的部分，長度是大約 0. 3 2mm左右，但是優選0. 8 1. 3mm左右。上述軟組織粘貼部可以是機械加工的光滑的表面或微細凹凸，或者由酸或雷射處理的稍微粗糙的表示。上述軟組織粘貼部是抵禦來自外界的細菌的侵入並具有從外部保護骨組織的功能的結締組織附著的部分，具有可以最小化骨損失的功能。圖5是用於說明根據本發明的一實施例的種植體的立體圖。參照圖5，根據本發明的一實施例的種植體200仍用於牙科手術，由插入到骨組織中的本體部205和位於牙齦部的結合部220構成，本體部和結合部形成為一體，可以利用如鈦或鋯等的高硬度的金屬形成。本體部205包括芯部210、螺旋刀片230及連接孔240，結合部由連接基牙的樁部和粘貼軟組織的軟組織粘貼部構成。從本體部的上部即近端部到遠端部，螺旋刀片230由螺旋方式形成。螺旋刀片230 可以由大致長的四方形形狀的剖面形成，相對於芯部210的軸可以沿大致垂直的方向形成，從芯部210的近端部到遠端部，螺旋刀片230以螺旋方式形成。在螺旋刀片230可以形成上下貫通的多個連接孔240。連接孔240可以連接由螺旋刀片230遮斷的上下空間，如上述的連接槽140，可以使上下骨組織局部相通，可以使傷口恢復所需的血液等通過。因此，植入種植體之後，可以防止骨組織壞死，可以使受傷的骨組織快速恢復。為了在螺旋刀片230形成連接孔240，可以使用鑽頭等的工具，可以通過鑽頭形成中心沿上下一致的孔。可以在連接孔240及螺旋刀片230之間的芯部210外表面塗敷骨形成蛋白質等的骨生長因子，骨生長因子可以增加植入後鄰接的骨或組織的恢復速度。骨生長因子位於連接孔240的情況下，在植入過程中也可以防止骨生長因子被骨或組織擠掉而脫落，在植入後也殘留很長時間來承擔骨形成促進功能。如上所述，參照本發明的優選的實施例進行了說明，但是應當可以理解屬於本發明技術領域的熟練的技術人員可以在不脫離權利要求書記載的本發明的思想及領域的範圍內進行各種修改及變更。工業上可利用性根據本發明的牙科用種植體在齒槽骨取代喪失的牙齒固定修復體時使用或更換人體中關節部時使用等，以治療為目的作為被植入生物體的骨中的結構物廣泛使用。
權利要求
1.一種牙科用種植體，其特徵在於，被插入於骨結構的本體部，包括細長的芯部；螺旋刀片，其沿著上述芯部的外表面形成為寬且深的螺旋形狀；連接部，其用於連接由上述刀片遮斷的空間；結合部，其一體形成在上述芯部的上部並與修復體直接或間接結合。
2.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於，上述本體部的直徑從上述本體部的中央部的所謂最大直徑部越接近上述本體部的近端部逐漸減少。
3.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於，包含上述螺旋刀片的上述本體部的近端部直徑小於上述本體部的最大直徑部。
4.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述芯部以1 7mm的直徑形成。
5.如權利要求4所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述芯部以3 IOmm的長度形成得短。
6.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於，上述螺旋刀片從上述芯部的外表面的最大高度處於0. 6mm-2. Omm之間，上述螺旋刀片的下部厚度處於0. 25mm-l. 5mm之間。
7.如權利要求6所述的牙科用種植體，其特徵在於，上述螺旋刀片從上述芯部的外表面的最大高度是上述螺旋刀片的下部厚度的1倍以上。
8.如權利要求6所述的牙科用種植體，其特徵在於，上述螺旋刀片的最大高度是上述螺旋刀片的下部厚度的3倍以下。
9.如權利要求6所述的牙科用種植體，其特徵在於，將以上述芯部的外表面為邊界定義的上述螺旋刀片的剖面作為基準，上述螺旋刀片的下部厚度由從端部佔據90%面積的區域的內側邊界厚度而決定。
10.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述結合部是摩擦固定方式的樁。
11.如權利要求10所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述結合部的長度為牙齦高度的程度，形成為2 7mm。
12.如權利要求10所述的牙科用種植體，其特徵在於，在上述樁的修復體邊界面和上述本體部的上端之間具有0. 3 2mm的軟組織粘貼部。
13.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述結合部是基於牙科粘接劑的固定方式的樁。
14.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於， 上述結合部是螺絲固定方式的樁。
15.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於，用於連接由上述刀片遮斷的空間的連接部在上述螺旋刀片以多個孔或槽形狀形成。
16.如權利要求15所述的牙科用種植體，其特徵在於， 基於上述連接部的上述孔或槽形成在上下相同的中心。
17.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於，在上述連接部提供骨生長因子。
18.如權利要求1所述的牙科用種植體，其特徵在於， 在上述螺旋刀片之間的上述芯部的外表面提供骨生長因子。
19.如權利要求18所述的牙科用種植體，其特徵在於，包含上述骨生長因子的芯部的直徑小於用於植入上述牙科用種植體而準備的鑽頭的直徑。
20.一種牙科用種植體的植入方法，在齒槽骨的骨結構中植入用於固定修復體的牙科用種植體，其特徵在於，具備提供牙科用種植體的步驟，上述牙科用種植體包括本體部，被插入於骨結構，所述本體部具備細長的芯部、沿著上述芯部的外表面形成為寬且深的螺旋形狀的螺旋刀片、以及用於連接由上述刀片遮斷的空間的連接部；以及結合部，其一體形成在上述芯部的上部並與修復體直接或間接結合；對應於上述芯部的直徑在上述齒槽骨的骨結構中形成鑽孔的步驟； 對應於上述螺旋刀片形狀在上述齒槽骨的骨結構形成螺旋槽的步驟； 通過上述鑽孔及螺旋槽將上述種植體植入到骨結構的步驟。
21.如權利要求20所述的牙科用種植體的植入方法，其特徵在於，上述本體部的直徑形成為從上述本體部的中央部的所謂最大直徑部越接近上述本體部的近端部逐漸減少。
22.如權利要求20所述的牙科用種植體的植入方法，其特徵在於， 在植入上述牙科用種植體之前，在上述連接部提供骨生長因子。
全文摘要
本發明的牙科用種植體是一種設計為植入骨結構之後可以立即執行咀嚼功能，不需要2次手術，還可以有效地應用於薄且短的齒槽骨的種植體，其特徵在於，由插入於骨結構的本體部和在本體部的上部一體形成的結合部構成，上述本體部包括細長的芯部和沿著上述芯部的外表面形成為寬且深的螺旋形狀的螺旋刀片，在螺旋刀片具有以上下貫通螺旋刀片周邊並可以包含骨生長因子的由多個孔或槽形成的連接部，本體部的最上部的近端部的外徑小於上述本體部的最大直徑，上述結合部由保護骨組織的牙齦粘貼部和連接基牙或修復體的樁部構成。
文檔編號A61C8/00GK102316819SQ201080007564
公開日2012年1月11日 申請日期2010年2月4日 優先權日2009年2月24日
發明者許永久 申請人:尼爾生物技術有限公司