CN107920875B - 具有带有安装增强特征的锥形螺纹表面的牙科植入物 - Google Patents

Abstract

公开了一种具有特定螺纹布置结构的牙科植入物。该牙科植入物包括圆柱形上部区段和被联接于该圆柱形上部区段的锥形下部区段。螺旋螺纹位于圆柱形上部区段和锥形下部区段的外表面上。由螺旋螺纹限定了一条路径。该螺旋螺纹在圆柱形本体区段的外表面上具有区段并且在锥形本体区段上具有区段。在螺旋螺纹上形成切割齿，其中，圆柱形本体区段上的螺纹区段过渡到锥形本体区段上的螺纹区段。切割齿允许施加最小的扭矩，以便通过切入到骨骼的致密部分中而形成植入物的稳定性。

Description

具有带有安装增强特征的锥形螺纹表面的牙科植入物

优先权的要求

本申请要求于2015年8月11日提交的美国临时专利申请No.62/203,645的权益，由此要求该美国临时专利申请的优先权，并且该美国临时专利申请被通过参引全部结合到本文中。

技术领域

本公开涉及牙科植入物，并且更具体地涉及一种具有锥形表面和螺旋螺纹的植入物，该螺旋螺纹允许将该植入物有效地安置到骨骼中。

背景技术

一种众所周知的手术是利用人工牙列对部分或全部缺齿的患者进行的牙齿修复术。通常，大致圆柱形成形的牙科植入物在修复术的初始阶段中被安置到患者颌骨的骨骼中。该牙科植入物包括牙槽(例如，钻孔)，该牙槽可通过下层或周围的牙龈组织接近，用于接收和支撑一个或多个附接件或部件，这一个或多个附接件或部件进而被用于制造和支撑假牙修复体。牙科植入物通常包括螺纹内孔以接收用于在其上保持配合部件的固定螺钉。牙科植入物相对于骨骼的安置是至关重要的，这是因为它为修复提供了稳定性。

植入物的外部被设计成用于在骨骼内安置和稳定住该植入物，以锚固最终配合部件。通常，在用于安置牙科植入物的制备中，经由一系列钻头和/或丝锥和/或截骨，在骨骼中形成截骨。某些植入物包括外部螺旋螺纹，当将植入物安置到截骨中时，该外部螺旋螺纹通过按压该骨骼而在截骨的两侧中形成阴螺纹。这种植入物需要相对高的扭矩以经由螺纹按压该骨骼，并且对于该植入物和/或手术器械和/或患者生物学而言可能不是最佳的。为了控制安装扭矩以及骨骼-植入物界面处的合成应力，螺纹直径需要接近截骨的直径。在安置植入物之前，通过本身被称为“自攻”牙科植入物的植入物或通过攻丝工具(或通过两者)，螺纹可被切入到该骨骼中。

已知的自攻牙科植入物具有带有自攻螺纹的外表面，该外表面具有切割齿，这些切割齿被切入到截骨的两侧中，以便在将扭矩施加于植入物时，有助于安置该植入物。由此，螺纹的切割齿在截骨的两侧上切入到骨骼中，以提供用于安置尾部植入物螺纹的阴螺纹，并且进而植入物在该截骨内变得稳定。切割齿的使用减小了用于安置植入物所需的扭矩。然而，某些牙科植入物上的螺纹仍会在骨骼上导致压应力，这是因为切割齿通常被定位在植入物上较低的位置处，并且因此植入物的上半部上的螺纹仍使用压力来刺穿该骨骼，以便适当地安置该植入物(假设上部上的螺纹具有比下部大的直径)。

某些植入物具有圆柱形部分，并且在该圆柱形部分的下方沿植入物的长度逐渐变细，使得植入物的圆柱形部分与被***在骨骼中的植入物的锥形底部相比具有大直径。由于螺纹沿植入物的外部而行，因此沿植入物的长度的螺纹由于锥形的几何形状而具有不同的直径。这种锥形植入物需要额外注意以避免在植入物的顶部处的大直径进入该截骨时因螺纹和增加的按压力而导致过度切入到骨骼中。在锥形植入物外部上的螺纹上放置自攻特征是一种挑战，这是因为螺纹允许与致密骨骼相接合，但在植入物上可能需要附加扭矩，该附加扭矩对于植入物、手术器械或患者生物学而言可能并不是最佳的。例如，如果切割齿位于介于圆柱形区段和锥形区段之间的过渡段的上方，则损失了某些稳定性，这是因为这些齿消除了螺纹部分，但不起作用，因为下部螺纹已经切掉了该骨骼。如果切割齿位于介于圆柱形区段和锥形区段之间的过渡段的下方，则螺纹的上部仍然经由骨骼压缩进行切割，从而增大了所需的扭矩。

由此，需要一种具有自攻锥形螺纹表面的植入物，从而在将该植入物安置在骨骼中时允许减小扭矩。此外，需要一种具有精确螺纹的植入物，这些精确螺纹允许与致密骨骼相接合，以便提高植入物稳定性。还需要一种锥形植入物，该锥形植入物包括特定放置的切割齿，以允许植入物的非锥形部分的完全稳定，但在放置过程中使沿植入物的同一非锥形部分的骨骼压缩最小化。还需要一种锥形植入物，该锥形植入物允许使用理想化的截骨制备工具(例如钻头和/或丝锥)，用于在安置该植入物时对扭矩进行优化。

发明内容

本公开的一个示例是一种牙科植入物，其包括圆柱形本体区段及被联接于该圆柱形本体区段的锥形本体区段。螺旋螺纹位于圆柱形本体区段的外表面和锥形本体区段的外表面上。该螺旋螺纹限定一路径并且具有在圆柱形本体区段上的第一区段以及在锥形本体区段上的第二区段。多个自攻切割齿被沿螺旋螺纹的第二区段定位。这多个齿包括形成在螺旋螺纹上的最上部切割齿，其中，圆柱形本体区段上的第一区段过渡到所述锥形本体区段上的第二区段。

所公开的另一示例是一种自攻牙科植入物，其包括圆柱形本体区段及被联接于该圆柱形本体区段的锥形本体区段。螺旋螺纹位于圆柱形本体区段的外表面和锥形本体区段的外表面上。该螺旋螺纹限定一路径，该路径被利用圆柱形本体区段上的第一区段及锥形本体区段上的第二区段定位。一种初始切割齿被形成在螺旋螺纹上，其中，圆柱形本体区段上的第一区段过渡到锥形本体区段上的第二区段。当安置该牙科植入物时，切割齿被定位成刺穿骨骼。

另一示例是一种在骨骼中安置植入物的方法。该植入物包括圆柱形区段、被联接到该圆柱形区段的锥形区段、位于圆柱形区段和锥形区段的外表面上的螺旋螺纹构件、由螺旋螺纹限定在圆柱形区段和锥形区段上的路径以及形成在螺旋螺纹上的切割齿，其中，该螺纹从圆柱形区段过渡到锥形区段。形成截骨，该截骨具有与骨骼中的植入物的圆柱形区段的小直径大致相同的直径。该植入物被安置在截骨中。扭矩被施加到植入物，使得切割齿接触骨骼，以刺穿该骨骼的致密区域，以便经由圆柱形区段上的螺纹构件形成植入物稳定性。

鉴于参照附图进行的本公开的多种实施例和/或方面的详细描述，本公开的上述和附加方面和实施方案对本领域技术人员而言将会是明显的，随后提供对附图的简要描述。

附图说明

在阅读下列详细描述并参考附图时，本发明的前述和其它优点将变得明显。

图1是一系列锥形植入物的侧视图，每个锥形植入物都具有特定螺纹，该特定螺纹带有作为自攻特征的一部分的具体定位的初始切割齿；

图2是这一系列锥形植入物的透视图，每个锥形植入物各自具有特定螺纹，该特定螺纹带有图1中具体定位的初始切割齿；

图3A是图1中的牙科植入物中的一个的放大侧视图；

图3B是图3A中的牙科植入物的旋转放大侧视图；以及

图3C是图3A中的牙科植入物的放大透视图。

尽管易于对本发明进行多种改型和替代形式，但具体实施例已经被作为示例在图中示出并将在本文中详细地进行描述。然而，应该理解的是，本发明并不意在被限制于所公开的具体形式。相反，本发明意在涵盖落入到本发明的由所附权利要求所限定的精神和范围内的所有改型、等效方案和替代方案。

具体实施方式

图1是具有不同尺寸的锥形牙科植入物100、102、104和106的侧视图。图2是图1中所示的牙科植入物100、102、104和106的透视图。每个植入物100、102、104和106是被设计成被安置在骨骼中的自攻植入物。植入物100、102、104和106的安置被相对于表示骨骼的嵴部(crest)的水平线108示出。每个植入物100、102、104和106具有本体，该本体具有上部圆柱形区段和下部锥形区段。圆柱形区段的外表面和锥形区段的外表面限定了植入物的小直径。一种特定螺旋螺纹位于圆柱形区段的外表面和锥形区段的外表面上。该特定螺旋螺纹限定了植入物的大直径，如下文中将要描述的那样。每个植入物100、102、104和106可由金属、金属合金、陶瓷及这些材料的组合制造而成，这些材料例如为钛(Ti)和钛合金。

植入物100、102、104和106具有类似的形状和特征，以有助于植入物在骨骼中的稳定性并使在骨骼中安置植入物所需的扭矩最小化。例如，植入物100包括通过套环110来装设顶部的圆柱形本体区段112和锥形本体区段114。锥形本体区段114被以与套环110相反的方式联接于圆柱形本体区段112。螺纹路径或轨道116在螺旋螺纹118之间形成，该螺旋螺纹118在圆柱形本体区段112和锥形本体区段114的外表面上连续行进。在该示例中，植入物100具有由圆柱形本体区段上的螺纹118的直径所限定的3.25mm的大直径以及从套环110到锥形本体区段114的末端限定的8.5mm的长度。螺纹118包括初始切割齿120，该初始切割齿120在将植入物100***到在骨骼中制备而成的截骨中时切入到骨骼中。切割齿120由被切入到螺纹118中的竖直表面所限定。在螺纹118上形成与切割齿120的竖直表面基本垂直的三角形表面122。用于形成截骨的钻头具有切割直径，这些切割直径与由圆柱形本体区段112的外表面和锥形本体区段114的外表面所限定的小直径大致相同。

在圆柱形螺纹轨道124和锥形螺纹轨道126之间在过渡点128处划分螺纹轨道116。如可在图1和图2中所示，圆柱形螺纹轨道124由圆柱形本体区段112上的螺纹118所限定。锥形螺纹轨道126由锥形本体区段114上的螺纹118所限定。在该示例中，切割齿120位于与套环110的顶部相距3.53mm的位置处。切割齿120因此邻近于圆柱形本体区段112和锥形本体区段114的小直径的连接处的锥形侧并且位于该锥形侧上的一半。可基于圆柱形本体区段112上的螺纹118的上部大直径的值、锥形本体区段114的底部处的螺纹118的底部大直径的值、锥形本体区段114的锥形角的值以及植入物100的总长度的值来确定切割齿120的与植入物100的长度相关的深度。

切割齿120因此被定位在位于轨道116中的过渡点128的下方的螺纹118上。过渡点128及因此切割齿120的位置取决于植入物100的直径和长度，以减小螺纹118与在骨骼中所制备的截骨相关的阻力。如图1中所示，附加切割齿130位于锥形本体区段114上的螺纹118上。附加切割齿130切入到截骨的两侧中以与螺纹118相配合。

植入物102具有与植入物100相同的构造，该构造在介于圆柱形轨道和锥形轨道之间的过渡点处包括切割齿140。植入物102具有3.25mm的大直径和15mm的长度。植入物104上的过渡点因此与套环的顶部相距4.81mm，这由上述功能所确定。切割齿140在过渡点处的定位允许齿140切割骨骼，以使位于齿140的上方的螺纹在骨骼的致密部分中形成稳定性，同时使所需的扭矩最小化。为了清楚起见，在图1和图2中省略了植入物102的附加切割齿。

植入物104具有与植入物100相同的构造，该构造在介于圆柱形轨道和锥形轨道之间的过渡点处包括切割齿150。植入物104具有5.0mm的大直径和8.5mm的长度。植入物104上的过渡点因此与套环的顶部相距4.03mm，这由上述功能所确定。切割齿150在过渡点处的定位允许齿150切割骨骼，以使位于齿150的上方的螺纹在骨骼的致密部分中形成稳定性，同时使所需的扭矩最小化。为了清楚起见，在图1和图2中省略了植入物104的附加切割齿。

植入物106具有与植入物100相同的构造，该构造在介于圆柱形轨道和锥形轨道之间的过渡点处包括切割齿160。植入物106具有5.0mm的大直径和15mm的长度。植入物104上的过渡点因此与套环的顶部相距5.49mm，这由上述功能所确定。切割齿160在过渡点处的定位允许齿160切割骨骼，以使位于齿160的上方的螺纹在骨骼的致密部分中形成稳定性，同时使所需的扭矩最小化。为了清楚起见，在图1和图2中省略了植入物106的附加切割齿。

上文中仅通过示例描述了植入物的长度和大直径的尺寸。当然，具有其它长度和大直径的植入物可结合有本文中所述的切割齿位置和螺纹设计。如上所述，诸如示例性植入物100、102、104和106之类的每个锥形植入物具有在理论上为单个的位置，初始切割齿可位于该理论上为单个的位置处，以消除与植入物的圆柱形本体区段相对应的尾部螺纹在骨骼的致密部分中的阻力。该选择由此通过使所需的扭矩最小化，同时经由自攻螺纹保持所安置的植入物的稳定性而增大了安置该植入物的效率。

如通过其它植入物102、104和106可见，无论植入物直径或长度如何，沿示例性锥形植入物102、104和106的长度的第一全形(full-form)齿廓机会总是被发现与相应植入物的圆柱形本体区段的小直径和锥形本体区段的小直径的连接处相邻(并且位于其锥形侧上)。诸如切割齿130之类的随后切割齿被定位在位于初始切割齿120的下方的螺纹118上。

图3A和图3B是图1中的植入物100的旋转放大侧视图。图3C是图1中的植入物100的放大透视图。图3A-3C中的相同的元件被分配有与图1和图2中的附图标记相同的附图标记。如在图3A-3C中可见，螺纹118包括圆柱形螺纹区段310、上部锥形螺纹区段312和下部锥形螺纹区段314。螺纹118具有来自植入物本体的相应外表面的大致呈三角形的横截面。螺纹118的三角形横截面限定了切割齿120，如图3A和图3B中所示。附加切割齿130形成在位于初始切割齿120(例如，如图3B中所示的切割齿340、342、344、346和348)的下方的位置处的螺纹118中。在该示例中，切割齿130被相对于螺旋螺纹118的每次旋转定位，以便在截骨的壁中提供自攻丝，从而经由上部锥形螺纹区段312和下部锥形螺纹区段314安置该锥形本体区段114。为了清楚起见，附加切割齿130并未在图3A和图3C中示出。

每个螺纹区段310、312和314具有大直径和小直径，该大直径是螺纹的外表面，该小直径是螺纹区段连结该植入物本体的位置。圆柱形螺纹区段310从圆柱形本体区段112的外表面延伸。因此，上部锥形螺纹区段312的小直径与圆柱形本体区段112的小直径相同。锥形螺纹区段312和314从锥形本体区段114的外表面延伸。过渡点128表示圆柱形螺纹区段310的小直径和上部锥形螺纹区段312的小直径的连接处。在本示例中，螺纹区段310和312的大直径相同，如由表示螺纹区段310和312的大直径的线320所示。圆柱形螺纹区段310的小直径由线322所表示，该线322也是圆柱形本体区段112的小直径。

如上所述，圆柱形本体区段112的小直径是恒定的。然而，锥形本体区段114的小直径基于锥形角变化，如由线324所示。下部锥形螺纹区段314的螺纹的大直径也大致以由线326表示的锥形角逐渐变细。

如在图3B和图3C中可见，切割齿120的位置与螺纹118上的精确点重合，在该精确点处，圆柱形螺纹轨道124与锥形螺纹轨道126相交。圆柱形螺纹区段310中的螺纹118的齿顶宽度是恒定的，该齿顶宽度如由距离(bracket)330所表示。沿着位于该点下方的螺旋螺纹118，如由螺纹齿顶宽度所测量的螺纹118的螺纹牙形作为螺纹牙形的函数而减小。由通过上部锥形螺纹区段312的线324所表示的锥形角所限定的大直径和小直径之间不断增大的距离关系致使图3A中所示的螺纹齿顶宽度减少。由于小直径因锥形本体区段114的外表面的锥度而逐渐变小，同时大直径在上部锥形螺纹区段312中保持恒定，因此螺纹齿顶在宽度上继续缩小到如下位置，在该位置处，大直径在下部锥形螺纹区段314处同样逐渐变细。螺纹齿顶的缩小可通过距离332、334和336看出，这些距离基于螺纹区段312上的位置在宽度上接连变小。一旦螺纹118的大直径和小直径在下部锥形螺纹区段314中以相同的速率逐渐变细，螺纹齿顶就保持恒定，如由距离338所示。这可在图3A中通过由线324和326所表示的小直径和大直径的锥形角看出。由于沿植入物100的整个长度穿过以使直螺纹变稀疏的次级螺纹切割，导致位于定位有切割齿120的过渡点128处的会聚点下方的整个区域的特征在于，沿锥形本体区段114的长度的具有变化宽度的复杂螺纹齿廓，而螺纹118的齿根宽度作为螺纹刀具形状的函数而保持恒定。螺纹区段312和314的复杂几何形状与对应于植入物的锥形本体区段114的截骨的两侧形成楔形效应，以便产生用于安置植入物100的稳定性。

大直径和小直径在过渡点128的上方保持恒定，并且因此圆柱形螺纹区段310的螺纹齿廓(如由恒定的齿顶宽度所表示)也保持恒定。在过渡点128处的单个齿120因此将螺纹118的完整轮廓切割到对应于圆柱形本体区段112的骨骼的壁中，用于使圆柱形螺纹区段310的其余部分沿其而行，直到在截骨中发生植入物100的完全安置。这几乎消除了圆柱形本体区段112的全形螺纹118到致密骨壁中的任何楔入。

对用于植入物100的截骨位置进行选择，以便增大骨骼与植入物的接触，从而增强植入物稳定性，但也使安置植入物100所需的扭矩最小化。为了增强植入物的稳定性，可以选择适当的钻头来形成截骨以安置该植入物100。通常，启动钻头被用于定位待放置植入物100的位置。具有比最终钻头形状小的切割直径的第二钻头被用于挖掘待移除的骨骼容积的位置。最终钻头具有与圆柱形本体区段112的小直径相匹配的切割直径和形状。切割齿120在圆柱形螺纹轨道124和锥形螺纹轨道126相交的位置处的定位提高了布置效率，而并不降低植入物稳定性。具有不同切割直径的钻头可被用于形成适用于图1中的具有不同尺寸的植入物102、104和106或具有其它尺寸的植入物的截骨。

有时，截骨周围的骨骼是致密的，使得驱动植入物切割特征所需的扭矩克服了植入物的驱动特征的强度，从而导致损伤以及无法完全地放置该植入物。为了降低该扭矩要求，该位置可被利用骨丝锥(bone tape)进行预攻丝，该骨丝锥被设计成移除内螺纹轨道中的大部分的骨骼物质，以留下植入物本身移除的少量骨骼，从而需要大小被极大地减少的输入扭矩。因此，最佳稳定性可以通过使用负载分配丝锥来实现，该负载分配丝锥形成了尺寸略小的螺纹(与具有植入物宏观几何形状的线间相比)，以使植入物100在切入致密骨中时执行某些工作。尽管致密骨提供了提供高初级稳定性的最大可能性，但已知的植入物并未充分地利用致密骨，以用于安置该植入物，这是因为通过用于在致密骨中使用的对应钻头所产生的截骨有时被设计成用于移除更大量的骨骼，从而留下与植入物的小直径相比明显大的直径。虽然这减小了完全安置该植入物所需的扭矩，但这也明显地减小了初始骨骼与植入物的接触，这对于初级稳定性和最佳骨整合(osseointeg ration)而言是所需要的。所公开的植入物100允许形成攻丝，以减少极高的扭矩，这些极高的扭矩会另外发生，但并没有多到损失可在致密骨中形成的高稳定性。针对植入物100形成的负载分配丝锥提供了基于螺纹118的高初级稳定性和高效率，并且通过需要过大扭矩的植入物消除了致密骨的不必要切割。

植入物100也允许套环110的相对于已知植入物而言较短的套环长度。套环110本身对稳定性并没有任何贡献，这是因为它由于不具有螺纹而并未被锚固到骨骼中。图1中的圆柱形本体区段112上的螺纹118相对于齿顶108的起始位置是相对高的。因此，圆柱形本体区段112处的螺纹118可接触用于植入物100的稳定性的优质致密骨。通过使螺纹118在植入物100的长度上向上移动，与松质骨或脆弱骨相比，螺纹118能够咬合到致密骨中，并且这进而增强了安置好的植入物100的稳定性。

虽然上文中的描述特别地适用于被切入到螺纹的螺旋长度中且沿螺纹的螺旋长度进行切割的各个齿，对于应用于齿形成的其它形式的公开示例的本质并不存在限制，使得通过单次切入到植入物的长度中形成的多个齿的原点会与针对唯一的齿位置进行的下列描述位于同一位置，并且事实上，在如此设计该植入物的情况下，该原点甚至可应用到最少仅一个齿。在这种重复中，所理解的是，表面122的合成形状将是齿形成方法的函数，并且因此可与先前描述的实施例中的三角形略有不同。

虽然已经示出和描述了本公开的具体实施方案和应用，但将会理解的是，本公开并不限于本文中公开的精确结构和组成，并且多种改型、变化和变型通过先前描述均可以是明显的，而并不背离本发明由所附权利要求所限定的精神和范围。

Claims (7)

1.一种牙科植入物，包括：

圆柱形本体区段，所述圆柱形本体区段具有恒定的第一小直径；

锥形本体区段，所述锥形本体区段被联接于所述圆柱形本体区段；

位于所述圆柱形本体区段的外表面和所述锥形本体区段的外表面上的螺旋螺纹，所述螺旋螺纹限定一路径，所述螺旋螺纹具有在所述圆柱形本体区段上的圆柱形区段、在所述锥形本体区段的上部部分上的上部锥形区段以及在所述锥形本体区段的下部部分上的下部锥形区段，所述上部锥形区段位于所述圆柱形区段与所述下部锥形区段之间；以及

沿所述螺旋螺纹的所述上部锥形区段和所述下部锥形区段的多个自攻切割齿，所述多个自攻切割齿包括形成在所述螺旋螺纹上的最上部切割齿，在所述最上部切割齿处，所述圆柱形本体区段上的所述圆柱形区段过渡到所述锥形本体区段上的所述上部锥形区段，

其中，所述圆柱形区段的第一大直径与所述上部锥形区段的第二大直径均是恒定的且彼此相等，

其中，所述上部锥形区段的第二小直径从所述第一小直径朝向所述牙科植入物的远离所述圆柱形区段的端部逐渐变细，以及

其中，所述下部锥形区段的第三大直径和第三小直径分别从所述第二大直径和所述第二小直径朝向所述牙科植入物的所述端部逐渐变细。

2.根据权利要求1所述的牙科植入物，其中，所述植入物由钛或钛合金制造而成。

3.根据权利要求1所述的牙科植入物，其中，所述螺旋螺纹的所述下部锥形区段的第三大直径以与所述锥形区段的角度大致相同的角度逐渐变细。

4.根据权利要求1所述的牙科植入物，其中，所述螺旋螺纹在所述圆柱形区段中具有恒定的齿根宽度和恒定的齿顶宽度并且在所述上部锥形区段中具有变化的齿顶宽度。

5.根据权利要求4所述的牙科植入物，其中，所述螺旋螺纹的所述齿顶宽度在介于所述圆柱形区段和所述下部锥形区段之间的所述上部锥形区段中减小，并且所述螺旋螺纹的所述齿顶宽度在所述下部锥形区段中是恒定的。

6.根据权利要求4所述的牙科植入物，其中，在所述锥形本体区段的第二小直径和所述圆柱形本体区段的第一小直径的连接处，所述圆柱形本体区段上的第一螺纹区段过渡到所述锥形本体区段上的第二螺纹区段。

7.一种自攻牙科植入物，包括：

圆柱形本体区段，所述圆柱形本体区段具有恒定的第一小直径；

锥形本体区段，所述锥形本体区段被联接于所述圆柱形本体区段；

位于所述圆柱形本体区段的外表面和所述锥形本体区段的外表面上的螺旋螺纹，所述螺旋螺纹限定一路径，所述路径被利用所述圆柱形本体区段上的圆柱形区段、所述锥形本体区段的上部部分上的上部锥形区段及所述锥形本体区段的下部部分上的下部锥形区段定位，其中，所述上部锥形区段位于所述圆柱形区段与所述下部锥形区段之间；以及

形成在所述螺旋螺纹上的初始切割齿，在所述初始切割齿处，所述圆柱形本体区段上的所述圆柱形区段过渡到所述锥形本体区段上的所述上部锥形区段，当安置所述牙科植入物时，所述切割齿被定位以刺穿骨骼,

其中，所述圆柱形区段的第一大直径与所述上部锥形区段的第二大直径均是恒定的且彼此相等，

其中，所述上部锥形区段的第二小直径从所述第一小直径朝向所述牙科植入物的远离所述圆柱形区段的端部逐渐变细，以及

其中，所述下部锥形区段的第三大直径和第三小直径分别从所述第二大直径和所述第二小直径朝向所述牙科植入物的所述端部逐渐变细。

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