DE3642901C2 - - Google Patents
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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C8/00—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools
- A61C8/0018—Means to be fixed to the jaw-bone for consolidating natural teeth or for fixing dental prostheses thereon; Dental implants; Implanting tools characterised by the shape
- A61C8/0022—Self-screwing
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Description
Die Erfindung betrifft ein Gewinde für die Verankerung enossaler
Dentalimplantate im Kieferknochen. Dentalimplantate dienen zur Verankerung von
Einzelkronen, von zahnärztlichen Brückenkonstruktionen, aber auch zur
Stablisierung von Totalprothesen.
Derartige Implantate werden chirurgisch in den Kieferknochen eingesetzt. Zur
primären Fixierung von Dentalimplantaten, die im enossalen Teil mit einem
Außengewinde versehen sind, wird im Kieferknochen mit einem geeigneten
Schneidwerkzeug, z. B. einem Gewindebohrer, ein Gewinde eingebracht. Bei geeigneten
Gewindeformen werden auch Implantate mit selbstschneidenden Gewinden verwendet.
Verläuft die Einheilphase des Implantates, die etwa drei Monate beträgt, ungestört, so
ist rund um den Implantatkörper Knochen angewachsen. Durch die Operation
entstandene Hohlräume, etwa in den Gewindeflanken, sind dann mit Knochen ausgefüllt.
Bisher bekannte Gewindeformen berücksichtigen nicht
- - die besondere Belastung der Implantatverankerung (fliegende Lagerung)
- - die unterschiedlichen mechanischen Eigenschaften (E-Moduln) von Implantat und Knochen
- - die unterschiedlichen Eigenshaften von kortikalem und spongiösem Knochen.
Wie aus spannungsanalytischen Untersuchungen hervorgeht (Siegele D. und Soltesz U.,
Z. Zahnärztl. Implantol. III, 161-169 (1987), führen unterschiedliche enossale
Implantatgeometrien zu deutlichen Unterschieden in der Beanspruchung des Knochens.
Sie zeigen speziell, daß Implantatformen mit zu kleinen Krümmungsradien oder
geometrischen Unstetigkeiten wie Ecken oder Kanten zu relativ hohen Belastungen
führen und dort Resorptionserscheinungen begünstigen (siehe auch DE 32 41 963).
Diese Erkenntnisse finden keine Berücksichtigung in den Implantatgeometrien nach DE
31 36 601 A1 (Einschraubbares Knochenimplantat zur Aufnahme von Zahnersatz) und
WO 81/02 666 (improved tooth implants).
Die Lockerung und damit das Versagen eines Implantates beginnt häufig mit der
Bildung von Knochentaschen im zervikalen Bereich 3, in dem sich harter,
druckempfindlicher kortikaler Knochen 5 befindet, oder mit osteolytischen
Resorptionen um den gesamten Gewindebereich infolge ungünstiger Lastverteilung bei
kaufunktioneller Beanspruchung.
Diese Phänomene wurden besonders bei Implantaten nach Art DE 31 36 602 A1
beobachtet. Durch die bikortikale Verankerung wird die Kaukraft im wesentlichen im
Bereich der schmalen Kompaktazone aufgefangen, wodurch es zwangsläufig durch
Überlastung zur Bildung von Knochentaschen kommen muß.
Das Verhältnis des Elastizitätsmoduls des Implantatwerkstoffes E 3 (Rein-Titan) zum
Elastizitätsmodul des kortikalen Knochens E 1 (Fig. 1) beträgt etwa 10 : 1, zum
Elastizitätsmodul des spondiösen Knochens E 2 etwa 25 : 1. Dadurch übertragen bei
einem Gewinde herkömmlicher Art (d. h. mit konstanter Flankengeometrie) die weiter
zervikal im kortikalen Knochen 5 gelegenen Gewindegänge bei vertikaler Kaubelastung
einen wesentlich größeren Kraftanteil als die weiter apikal im spongiösen Knochen 6
gelegenen, d. h. spongiösen Knochenbereich des Implantatlagers. Durch die sich
verändernde Kurvenform der Gewindeflanken (Fig. 2) können bei dem hier
vorgestellten Gewinde bei vertikaler Last Spannungen im zervikalen Bereich
vermindert und die Lasteinleitung zum apikalen Bereich verlagert werden. Die sich
nach apikal stark vergrößernde wirksame Gewindeflankenfläche vermeidet auch im
spongiösen Bereich Überlastungen.
Bisherige Implantate weisen zwar konische Gewinde mit runden Flankengeometrien
(z. B. DE 32 41 963 C1) bzw. konische abgestufte Geometrien (z. B. WO 81/02 666)
auf, jedoch ist die Kurvenform dieser Geometrien über die Implantatlänge konstant.
Die Aufgabe der hier beschriebenen Erfindung ist es, durch die sich verändernde
Kurvenform der Gewindeflanken des Sondergewindes (Fig. 1) die durch dieKaukraft
F verursachten Spannungen längs des enossalen Implantatteils gemäß Fig. 2 zu
beeinflussen.
Wissenschaftlich gesichert ist die biomechanische Erkenntnis, daß Spannungen zur
Entlastung der zervikalen Region vor allem in apikalwärts gelegene spongiöse
Knochenregionen eingeleitet werden sollen (siehe Siegele, D. und U. Soltesz, Z.
Zahnärztl. Implantol III, 161-169 (1987)).
Einzelheiten und Vorteile der Erfindung sind nachfolgend anhand der Fig. 1 bis 4
erläutert.
Fig. 1 enossaler Teil des Dentalimplantates mit Sondergewinde mit veränder
licher Kurvenform der nach apikal weisenden Gewindeflanken, im
Kieferknochen eingesetzt;
Fig. 2 Spannungsverteilung längs des Sondergewindes unter einer zervikalen und
unter einer weiter apikalwärts liegenden Gewindeflanke;
Fig. 3 mechanische Federmodelle unterschiedlicher enossaler Implantatformen
a) Sondergewinde mit geraden apikalwärts weisenden Gewindeflanken,
b) Sondergewinde mit gekrümmten apikalwärts weisenden Gewindeflanken,
c) Implantat mit konstanter Kurvenform der Verankerungsgeometrie (Stufenzylinder);
a) Sondergewinde mit geraden apikalwärts weisenden Gewindeflanken,
b) Sondergewinde mit gekrümmten apikalwärts weisenden Gewindeflanken,
c) Implantat mit konstanter Kurvenform der Verankerungsgeometrie (Stufenzylinder);
Fig. 4 Kräfteverhältnisse bei horizontaler Kaubelastung.
Im Federmodell des hier beschriebenen Dentalimplantates (Fig. 3a und b)
entspricht der E-Modul des spongiösen Knochens E 2 (Fig. 1) der Steifigkeit der
Federn. Das Implantat wird gegenüber dem spongiösen Knochen als unendlich steif
angenommen (E 3 << E 2). Bei Belastung sinkt das Modell-Implantat um den Weg z in
den Knochen ein. Dadurch werden die weiter apikal liegenden Federn stärker gespannt
als die mehr zervikal liegenden Federn. Die Federspannungen des Modells entsprechen
den im knöchernen Implantatlager induzierten Spannungen. Das Federmodell des im
WO 81/ 02 666 beschriebenen Dentalimplantates (Fig. 3c) verdeutlicht, daß zwar
durch die nach zervikal kleiner werdenden, senkrecht zur vertikalen äußeren Kraft F
ausgerichteten Stufen die in den Knochen eingeleiteten Kräfte sich verringern, die
auftretenden Spannungen jedoch konstant sind (F = A).
Die in DE 31 36 602 A1 und in DE 32 41 963 C1 beschriebenen Dentalimplantate
weisen ebenfalls eine konstante Kurvenform der Gewindeflanken auf (gerade bzw.
gekrümmte Form) und verursachen demzufolge konstante Spannungen im Knochen in
den Gewindegängen längs des enossalen Implantatteils bei vertikaler Kaubelastung.
Im Falle der horizontalen Kaubelastung (Fig. 4) steht bei Verwendung des
beschriebenen Gewindes im zervikalen Bereich eine vergrößerte Fläche senkrecht
zur Kraftrichtung zur Verfügung. Dadurch vermindert sich die auftretende Spannung
in diesem Bereich, was wiederum die Gefahr des Knochenabbaus (Knochentaschen
bildung), hervorgerufen durch Überlastung, vermindert.
Bei den bisher bekannten Implantatformen bleiben auch bei dieser Belastungsrichtung
durch die gleichbleibende Kurvenform der Gewindeflanken die Spannungsverhältnisse
konstant.
Da eine gemäß Fig. 3a kontinuierlich verändernde Kurvenform der
Gewindeflanke sehr schwierig herzustellen ist, wird eine gekrümmte Kurvenform
der Gewindeflanken vorgeschlagen. Je nach Schnittiefe des einschneidigen
Formwerkzeuges ergibt sich eine veränderte Kurvenform der Gewindeflanken
(Fig. 3a zu b). Die Spannungsverteilung längs des Implantates wird dann durch die
Kurvenform des einschneidigen Werkzeuges (z. B. Kreissegment in Fig. 2) durch die
Bahn des Gewindegrundes längs des Implantates (Kegel in Fig. 1) und durch die
Außenkontur (Zylinder und Kegel in Fig. 1) bestimmt. Durch entsprechende Wahl
dieser Parameter kann die Spannungsverteilung gezielt beeinflußt werden.
Claims (1)
- Gewinde für Dentalimplantate, die in den Kieferknochen eingesetzt werden, dadurch gekennzeichnet, daß das Gewinde über die Länge des enossalen Teils des Implantates eine veränderliche Kurvenform der nach apikal weisenden Gewindeflanken aufweist, um bei funktioneller Kaubelastung unter den Gewindeflanken eine unterschiedliche Zerlegung der Kräfte gemäß den Flächennormalen (7 in Fig. 2) und damit eine Reduzierung der Spannungen im Knochen im zervikalen Bereich zu erzielen.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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DE19863642901 DE3642901A1 (de) | 1986-12-16 | 1986-12-16 | Sondergewinde fuer dentalimplantat |
Applications Claiming Priority (1)
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DE19863642901 DE3642901A1 (de) | 1986-12-16 | 1986-12-16 | Sondergewinde fuer dentalimplantat |
Publications (2)
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DE3642901A1 DE3642901A1 (de) | 1988-07-07 |
DE3642901C2 true DE3642901C2 (de) | 1989-11-16 |
Family
ID=6316283
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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DE19863642901 Granted DE3642901A1 (de) | 1986-12-16 | 1986-12-16 | Sondergewinde fuer dentalimplantat |
Country Status (1)
Country | Link |
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DE (1) | DE3642901A1 (de) |
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Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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-
1986
- 1986-12-16 DE DE19863642901 patent/DE3642901A1/de active Granted
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Also Published As
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DE3642901A1 (de) | 1988-07-07 |
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