牙科植入物、要连接到牙科植入物的部件以及牙科植入物与各个部件之间的内连接

摘要

牙科植入物(1)和要连接到牙科植入物(1)上的部件(11)，其特征在于，这两者(1，11)能够通过连接到牙科植入物(1)的内连接而彼此相连。所述内连接主要包括防转动部分(6，16)和圆柱形部分(8，18)，其中所述防转动部分通过一系列防转动构件(20，20’)的重复而形成，每个防转动构件由一系列彼此相切的弧(21，22，23，24，25，21’，22’，23’，24’，25’)形成。所述防转动部分的这种设计相比于已知的防转动设计可获得更好的性能。

说明书

技术领域

本发明涉及牙科植入物/种植体与修补/修复元件、或一般说来要连接到牙科植入物的任意零件或部件之间的连接，其中所述连接是已知为“内连接”的类型，因为其处在牙科植入物内部。

背景技术

牙科植入物基本上是一种插入病人的上颌骨并连接有修补元件的具有特定的生物学特性的外科部件，其中所述修补元件是支承一个或多个人造牙科部件的部件。植入物的插入过程是复杂的，尽管该过程可概括为：首先在病人的上颌骨内制出牙槽/小窝(alveolus)，随后将植入物插入，可选地等待一定时间以使植入物在上颌骨内产生骨整合，并且最终装配好修补元件，其中所述装配通过将修补元件与牙科植入物连接以及随后连接使修补元件与牙科植入物相连的螺钉来完成。

关于该最终步骤，现有技术中包括多种类型的有关植入物和修补元件之间连接的设计，其中“连接”理解为必须相互组装和连接的植入物和修补元件的部件设计。一般说来，植入物和修补元件之间的连接必须满足各种不同的要求，其中一个重要的要求是所述连接的强固性在病人的整个生命期间在修补元件或牙齿的使用过程中不会降低。该要求可理解为其它更具体的形式，例如修补元件所受的力或载荷的分布必须沿植入物始终尽量均衡，使得不会因为体内平衡的改变或因为植入物周边骨组织或围绕植入物的骨组织的生理学置换(病人生命过程中的正常生理过程)而使植入物的一部分过分超载，从而导致植入物与上颌骨之间的连接受损。在整个生命过程中对骨整合的植入物的保持由取决于植入物所承受的力和载荷的机械因素来调节，所述力和载荷可传递到骨组织从而影响所述组织的钙化或稳定性。

植入物还必须能够连接到另一种类型的部件，例如输送器(用于向病人的嘴输送或传送牙科植入物并将牙科植入物插入和旋拧在病人的上颌骨中的部件)或其它类型的修复元件。这些连接必须满足它们自身的要求。这些要求的一个例子是，对于植入物和输送器之间的连接，关心的是在输送器与植入物之间传递最大转矩的能力(应当记住，输送器使得植入物可旋拧到病人的骨骼中，因此必须在输送器和插入体之间的连接中传递高的转矩，以便于植入物的旋入而不会使植入物发生塑性变形)。

牙科植入物与修补/修复元件、或一般说来要连接到植入物的任意部件之间的连接存在两种不同类型：外连接和内连接。外连接是植入物与部件之间的装配区域位于植入物外部的情况，即植入物呈现阳特性而部件为阴特性。相反，在内连接中，连接区域位于植入物内部，因而植入物可看作是阴元件，而要连接到植入物的部件则可看作是阳元件。

已经证明内连接相对于外连接如何具有特定优点，例如，对于植入物与修补元件之间的连接，可使修补元件与植入物之间产生松动的可能性最小化，并且在过载的情况下能够改善力的分布并提高植入物/修补元件单元的稳定性。此外，由于内连接的植入物相比于外连接的植入物可具有高度更小的头部，因此前者更适合于植入物以浸没方式插入病人上颌骨中的应用，其中在骨整合过程中，植入物隐藏在牙龈之下。此外，内连接有利于修补元件的插入，这是因为将阳元件定位和装配在阴元件中比与之相反的过程更加容易。

现有技术中包括牙科植入物与修补/修复元件、或一般说来要连接到牙科植入物的任意部件之间的多种类型的内连接设计。本发明是所述设计的一种替换方案。

发明内容

本发明的目的是提供一种牙科植入物和修补/修复元件、或一般说来要连接到牙科植入物的任意部件，其中所述植入物和所述部件能够通过内连接即通过所述部件用作阳元件而所述牙科植入物用作阴元件的连接来相互连接。本发明的内连接可确保高的强度，同时不会损害牙科植入物和要连接到牙科植入物的部件的可制造性或成本。

所述牙科植入物与所述部件之间的内连接主要包括防转动部分和圆柱形部分。防转动部分必须实现一系列的功能和要求。首先，其主要功能为防止所述部件相对于牙科植入物转动。此外，在所述部件为修补元件的情况下，防转动部分必须保证植入物在修补元件插入阶段的抵抗性并有利于修补元件的定位和插入，从而产生引导作用以便于修补元件组装到牙科植入物上。另外，在所述部件为输送器的情况下，防转动部分必须具备传递插入植入物所必需的转矩而不会使植入物产生永久变形的能力。

在本发明的内连接中，防转动部分形成为基于彼此相切的弧的几何形状。如从本发明的详细说明中可看到，防转动部分的这种几何形状满足前述要求。此外，由于防转动部分基于相切的弧并由此仅采用圆形(rounded)的形式，因此可防止在防转动部分的特定点处以及由此扩展在植入物和连接到植入物的部件的特定点处的应力集中。

另外，相切弧的几何形状是这样的，即在所述部件与植入物之间存在受控的空隙或间隙，并且所述部件和植入物的防转动区域之间的接触点形成为尽可能地远离所述几何形状的中心或植入物和部件的纵向轴线(其中所述轴线构成所述部件的旋转轴线)，从而与接触点出现在更靠近植入物和部件的纵向轴线的位置处的防转动部分的已知设计相比，可增大从所述部件到植入物的转矩传递。

关于具有上述连接的牙科植入物的具体实施例，所述牙科植入物包括盲孔，该盲孔除了用于连接螺钉的螺纹区域之外还包括防转动区域和圆柱形区域以提供内连接的上述防转动部分和圆柱形部分。所述盲孔具有便于修补元件插入的锥形入口。

另外，牙科植入物优选地具有圆柱形的颈部，该颈部可选地以锥形螺纹区域结束。该锥形螺纹区域可提高植入物在手术的第一阶段(将植入物插入病人的上颌骨)内的稳定性，这是因为其在植入物被引入骨骼中时可增加植入物和骨骼之间的摩擦。在该区域内可通过物理/化学处理例如优选地对所述表面进行酸蚀来增加植入物与骨骼之间的接触面积。可选地，在该区域可涂敷具有骨诱导和骨传导/骨引导特性的制剂(例如在WO0044341A1中描述的具有丰富的生长因子的原生质(plasma))，从而可加速和改善植入物的骨整合。

牙科植入物的尺寸被设计成可提供最优的强度又不会导致植入物过大。所述尺寸在对附图的说明中详述。

要连接到本发明的牙科植入物上的部件也具有防转动区域和圆柱形区域以提供内连接的上述防转动部分和圆柱形部分。所述防转动区域和圆柱形区域均具有斜面端部以便于将所述部件插入牙科植入物的盲孔。

附图说明

从附图中可看到本发明的细节，但附图的目的并非用于限制本发明的范围：

-图1示出根据本发明的牙科植入物的实施例的局部剖视图。

-图2示出图1的牙科植入物的俯视图。

-图3示出根据本发明的修补元件的实施例的剖视图。

-图4示出图3的修补元件的仰视图。

-图5示出图1的植入物的防转动区域的防转动构件/组成部分(component)的局部视图。

-图6示出图3的修补元件的防转动区域的防转动构件的局部视图。

-图7示出前面的图中的牙科植入物与修补元件的防转动区域的叠加或连接的视图。

-图8A和8B示出前面的图中的牙科植入物的两个透视图。

-图9示出前面的图中的修补元件的透视图。

具体实施方式

图1示出根据本发明的牙科植入物(1)的优选实施例的局部剖视图。如同所有牙科植入物一样，牙科植入物(1)是基本上沿纵向轴线(5)伸长的部件，并在顶部以顶面(7)终止。牙科植入物(1)的主要部分为要固定到病人的上颌骨上的螺纹主体(27)。

在顶部，牙科植入物(1)包括圆柱形颈部(2)，所述颈部(2)在与顶面(7)相对的区域以锥形螺纹区域(19)结束，从而螺纹主体(27)以所述锥形螺纹区域(19)形式的锥形部分为起点。颈部(2)的高度(h1)优选在0.5至2.5mm之间。

此外，牙科植入物(1)具有盲孔(3)，该盲孔构成牙科植入物(1)与修补/修复元件即要连接到植入物的部件之间的内连接区域。所述盲孔(3)从顶面(7)开口且包括锥形入口(4)、防转动区域(6)、圆柱形区域(8)和螺纹区域(9)。

锥形入口(4)有利于将所述部件引入牙科植入物(1)的盲孔(3)。所述锥形入口(4)相对于纵向轴线(5)具有优选为30°至60°的倾斜度。

圆柱形区域(8)加强了牙科植入物(1)对侧向载荷的分布以及对所述部件进入的引导。该圆柱形区域(8)的深度(h3)必须为保证牙科植入物(1)的壁上具有充足材料的最大值，以便支承牙科植入物(1)所承受的载荷。为此目的，圆柱形区域(8)的深度(h3)在从顶面(7)开始测量时优选为1.3至3mm。

螺纹区域(9)提供了将牙科植入物(1)与所述部件相连的螺钉的连接区域。该螺纹区域(9)的直径必须减小以保证牙科植入物(1)的大壁厚和牙科植入物(1)的高强度，同时其必须增大以使在受到所述螺钉所必须承受的力时有利于螺钉的完好性。为了实现这个目的，作为使这两个对立标准都能充分满足的折衷方案，本发明考虑螺纹区域(9)的直径优选地在1.1至2.5mm之间。

防转动区域(6)总体具有从顶面(7)开始测量时优选为0.7至2mm的深度(h2)。借助于这些尺寸，防转动区域(6)具有足够的深度来实现恰当的防转动特性，但同时该深度又不足以使其到达螺纹主体(27)并使植入物的壁厚降低到出问题的程度。同时，螺纹区域(9)优选地具有从顶面(7)开始测量时为3.5至7.5mm的深度(h4)。这些尺寸确保在螺纹区域(9)中具有充足数量的螺纹以保证植入物与将植入物和所述部件相连的螺钉之间的连接为适当的连接。

牙科植入物(1)的顶面(7)完全为平的，以便确保与要连接到牙科植入物(1)的部件之间的恰当连接。由盲孔(3)的大小和植入物(1)的颈部(2)的直径所界定的该顶面(7)的尺寸必须足够大以确保牙科植入物(1)与所述部件之间的连接能够承受竖直载荷而不会永久变形。

图2示出牙科植入物(1)的俯视图，其中可以看到顶面(7)、锥形入口(4)、防转动区域(6)和圆柱形区域(8)。在该优选实施例中防转动区域(6)具有总共四个小叶片(28)。防转动区域(6)的具体形式在后续的附图中详细示出。但是，可以看到，在图中圆柱形区域(8)内接于防转动区域(6)，圆柱形区域(8)的直径基本上与防转动区域(6)的最小直径(D)相同。

图3示出要连接到本发明的牙科植入物(1)的部件(11)的实施例的剖视图，在此情况下所述部件(11)为修补元件(11)。与大多数修补元件一样，修补元件(11)是基本上沿纵向轴线(15)伸长的部件，并具有中央通孔(13)以便插入将修补元件(11)连接到牙科植入物(1)的螺钉。所述中央通孔(13)包括供前述螺钉的头部搁置的支承区域(14)。

修补元件(11)具有设计为支承在牙科植入物(1)的顶面(7)上的接触表面(17)。所述接触表面(17)必须为完全平的，以保证与牙科植入物(1)的恰当闭合。

从所述接触表面(17)伸出有防转动区域(16)，该防转动区域(16)又终止于斜面区域(10)。在组装期间所述斜面区域(10)减弱/缓和(soften)在修补元件(11)与牙科植入物(1)之间产生的接触，直到这两者的防转动区域(16，6)恰当地定向。

在斜面区域(10)之后，修补元件(11)包括从所述斜面区域(10)伸出的圆柱形区域(18)，该圆柱形区域(18)终止于第二斜面区域(12)。该第二斜面区域(12)有利于圆柱形区域(18)进入牙科植入物(1)的锥形入口(4)。

圆柱形区域(18)有利于修补元件(11)进入到牙科植入物(1)的盲孔(3)中。因此，在引入的第一阶段易于使圆柱形区域(18)进入牙科植入物(1)的防转动区域(6)。此外，圆柱形区域(18)吸收了由已经安装到病人口中的牙科植入物(1)和修补元件(11)形成的整体所承受的一定部分的载荷，从而可防止载荷施加到防转动区域(6)上，并实现牙科植入物(1)上的更均衡的力分布。

斜面区域(10)相对于纵向轴线(15)具有优选为30°至60°的倾斜度。防转动区域(16)具有从接触表面(17)测量时优选为0.2至2mm的深度(h12)。防转动区域(16)的该深度确保了所述防转动区域(16)在承受侧向载荷时的工作能力。

图4示出本发明的修补元件(11)的仰视图。防转动区域(16)在该实施例中具有总共四个小叶片(28’)。防转动区域(16)的具体形式在下面的图中详细示出。

牙科植入物(1)的防转动区域(6)和修补元件(11)的防转动区域(16)均优选地制成为对称轮廓，即具有特定的周期性或重复性的轮廓。对于图中所示的牙科植入物(1)和修补元件(11)，防转动区域(6，16)包括重复四次、每次转过90°直到圆周完成的防转动构件(20，20’)。可想到本发明的具有更多或更少的防转动构件(20，20’)的重复次数的其它实施例，从而形成数量更多或更少的小叶片(28，28’)。

图5示出牙科植入物(1)的防转动区域(6)的防转动构件(20)。防转动构件(20)在此情况下包括总共五段彼此相切并由各自的半径(R1，R2，R3)确定的弧(21，22，23，24，25)，其中防转动构件(20)到纵向轴线(5)的最近点(26)确定防转动构件(20)和防转动区域(6)的最小直径(d)。如已所述，圆柱形区域(8)内接于防转动区域(6)并且其直径优选地与该最小直径(d)一致。

在图内的实施例中，防转动构件(20)的端部弧(21，25)的圆心位于纵向轴线(5)上。另外，弧(22，24)的半径(R2)与端部弧(21，25)的半径(R1)之间的比率在1∶2至1∶3之间，并且中间弧(23)的半径(R3)与端部弧(21，25)的半径(R1)之间的比率在3∶1至4∶1之间。

图6示出修补元件(11)的防转动区域(16)的防转动构件(20’)。防转动构件(20’)在此情况下包括总共五段彼此相切并由各自的半径(R1’，R2’，R3’)确定的弧(21’，22’，23’，24’，25’)，其中防转动构件(20’)到纵向轴线(15)的最近点(26’)确定防转动构件(20’)和防转动区域(16)的最小直径(d’)。圆柱形区域(18)内接于防转动区域(16)并且其直径优选地与该最小直径(d’)一致。

在图内的实施例中，防转动构件(20’)的端部弧(21’，25’)的圆心位于纵向轴线(15)上。另外，弧(22’，24’)的半径(R2’)与端部弧(21’，25’)的半径(R1’)之间的比率在1∶2至1∶3之间，并且中间弧(23’)的半径(R3’)与端部弧(21’，25’)的半径(R1’)之间的比率在1∶1至1.5∶1之间。

可想到防转动构件(20，20’)的弧(21，22，23，24，25，21’，22’，23’，24’，25’)的数量不为五的不同实施例，从而形成总数可变的小叶片(28，28’)。

图7示出由牙科植入物(1)的防转动区域(6)与部件(11)的防转动区域(16)之间的连接所形成的防转动部分。正如所见，防转动区域(6)的半径(R3，R1)之间以及防转动区域(16)的半径(R3’，R1’)之间的不同比率使得出现一系列的间隙(29)，从而牙科植入物(1)与部件(11)之间的接触区域(30)基本上尽可能地远离纵向轴线(5)而不会妨碍防转动部分的工作。这样部件(11)与牙科植入物(1)之间的转矩传递增加，当部件(11)为输送器(1)时，这是个令人关注的效果。

半径(R1，R1’)优选地在2.5至4mm之间，该尺寸能够实现这样两个关注点之间的折衷方案，即具有大的半径(R1，R1’)以增大从接触区域(30)到纵向轴线(5)的距离并由此增大转矩传递，以及具有小的半径(R1，R1’)以使顶面(7)较大，从而使牙科植入物(1)与修补元件(11)之间的连接能承受力或侧向载荷。

图8A和8B示出在前面的图中详细示出的本发明的牙科植入物(1)的两个透视图。图8A示出在前面的图中详细示出的多个元件，尤其可看到包含在始于顶面(7)的盲孔(3)中的元件。这样，可以看到所述盲孔(3)如何从其最上部的锥形入口(4)开始，并以防转动区域(6)、圆柱形区域(8)和螺纹区域(9)延续。防转动区域(6)包括四个等同的防转动构件(20)，其中这些防转动构件(20)的每一个都由五段彼此相切的弧(21，22，23，24，25)形成。圆柱形区域(8)内接于防转动区域(6)。图8B更清楚地示出了植入物的外部，和整个牙科植入物(1)所固有的颈部(2)、螺纹主体(27)以及本发明的植入物的锥形螺纹区域(19)的细节。

图9示出本发明的修补元件(11)的透视图。该图示出要安置在牙科植入物(1)的盲孔(3)中的所述元件是如何从接触表面(17)开始的：防转动区域(16)以斜面(10)结束，圆柱形区域(18)以斜面区域(12)结束。可以看到防转动区域(16)如何包括各个防转动构件(20’)，并且每个防转动构件(20’)都包括彼此相切的五段弧(21’，22’，23’，24’，25’)。

应当指出，对应于防转动构件(16)的中间弧(23’)的凹部沿圆柱形区域(18)的整个深度延伸。这有利于部件的制造。

通过分析图8A、8B和9，可以看到本发明的内连接的另一个优点，即圆柱形区域(8，18)内接于防转动区域(6，16)，从而在将修补元件(11)插入牙科植入物(1)的过程中，从修补元件(11)的圆柱形区域(8)被引入牙科植入物(1)的防转动区域(18)中时起便形成引导作用。

此外，关于图9中的部件(11)应当指出，也可想到部件(11)的不具有防转动区域(16)、但可与具有防转动区域(6)的牙科植入物(1)相配的实施例。这种类型的部件(11)的一个例子是跨上皮部件(transepithelial)(能够将多个修补物连接到一个或两个牙科植入物并为此用作牙科植入物与载有多个牙科部件的修补元件之间的配接器的部件)。这些类型的部件(11)必须能够将载有多个牙科部件的桥接件插入病人口中，且要考虑到一个牙科植入物相对于另一个牙科植入物的相对位置并同时有利于所述桥接件的插入。为此，这种类型的部件仅包括从接触表面(17)开始的非防转动区域(18)。

本发明的内连接具有对多种不同尺寸的牙科植入物(1)和部件(11)都有效的特性。因此，可设想将其应用于长度在7至35mm之间(甚至其它范围)、螺纹主体(27)的直径在3.3至7mm之间(甚至其它范围)以及顶面(7)的直径在3.5至6.5mm之间(甚至其它范围)的牙科植入物(1)。此外可设想，对于由不同尺寸的植入物(1)和部件(11)构成的牙科植入物(1)和部件(11)单个组合单元或套件，它们(1，11)都具有的内连接可以是尺寸相同的，从而实现所有牙科植入物(1)与所有部件(11)之间的兼容性。

本发明也可考虑用于任意设计的牙科植入物的任意大小或尺寸的内连接的实施例，甚至可考虑将所述内连接应用于非牙科专用的其它类型的植入物或部件。