JP2014124500A - Implant body, abutment body, implant, and production method of implant - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、インプラント体、アバットメント体、インプラント、インプラントの製造方法に関する。例えば永久歯の歯根欠損等の際に顎の骨に埋め込まれる歯科用インプラントに関する。 The present invention relates to an implant body, an abutment body, an implant, and an implant manufacturing method. For example, the present invention relates to a dental implant that is embedded in a jaw bone in the case of a root defect of a permanent tooth.
体内に埋め込まれるインプラントとして、特に歯科用インプラントが注目されている。歯科用インプラントは、一般に、虫歯や破損により永久歯の歯根が失われた場合、歯槽骨に設けた穴にインプラント体を挿入して固定するものである。
歯科用インプラントは、歯槽骨に固定されるインプラント体（フィクスチャー）と、インプラント体に螺着され人工歯冠を装着可能なアバットメント体と、で構成される。
In particular, dental implants have attracted attention as implants that are implanted in the body. In general, a dental implant is one in which an implant body is inserted and fixed in a hole provided in an alveolar bone when the root of a permanent tooth is lost due to caries or damage.
The dental implant is composed of an implant body (fixture) fixed to the alveolar bone, and an abutment body that is screwed to the implant body and on which an artificial crown can be attached.
インプラント体の外表面は、骨に直接接触する面であり、一般的に雄ネジが形成される。
インプラントの外表面の性状によってインプラント体と骨の結合に差が生じることが明らかにされている。外表面が滑らかなインプラント体よりも、外表面に粗面加工を施したインプラント体のほうが、高い骨結合（骨密着性）を得られることが報告されている。
The outer surface of the implant body is a surface that is in direct contact with the bone, and is generally formed with a male screw.
It has been clarified that there is a difference in the bonding between the implant body and the bone depending on the properties of the outer surface of the implant. It has been reported that an implant body having a roughened outer surface can obtain higher bone bonding (bone adhesion) than an implant body having a smooth outer surface.
また、骨とインプラント体が結合（骨結合：osseointegration）するまでには、数週から数か月の期間を要する。この期間にインプラント体に過度な力が加わると、周囲の骨や粘膜組織に損傷を与えたり、結合が遅れたり、結合されづらくなる虞がある。このため、骨とインプラント体の結合期間の短縮が求められている。 In addition, it takes a period of several weeks to several months until the bone and the implant body are joined (osseointegration). If an excessive force is applied to the implant body during this period, the surrounding bone and mucosal tissue may be damaged, the connection may be delayed, and the connection may be difficult. For this reason, shortening of the joint period of a bone and an implant body is calculated | required.
外表面に粗面加工を施したインプラント体を用いた場合であっても、骨結合が十分ではない場合もある。このため、より高い骨密着性が得られるインプラント体の実現が要請されている。
また、外表面に粗面加工を施したインプラント体を用いた場合であっても、骨結合期間には数週間以上を要する。このため、さらなる骨結合期間の短縮が要請されている。
Even when an implant body having a roughened surface is used, bone bonding may not be sufficient. For this reason, realization of an implant body which can obtain higher bone adhesion is required.
Further, even when an implant body whose outer surface is roughened is used, the osteosynthesis period requires several weeks or more. For this reason, further shortening of the bone bonding period is demanded.
本発明の目的は、高い骨密着性が得られるインプラント体、アバットメント体、インプラント、インプラントの製造方法を提供することである。 An object of the present invention is to provide an implant body, an abutment body, an implant, and a method for manufacturing the implant that can provide high bone adhesion.
本発明のインプラント体の第一実施態様は、骨に埋め込まれて骨結合するインプラント体であって、外表面に、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された溝を有する。
前記溝は、外表面のうち、骨に直接接触する領域に、形成されることが好ましい。
前記幅は、５〜５００μｍであることが好ましい。
The first embodiment of the implant body of the present invention is an implant body that is embedded in a bone and is bone-bonded, and has a groove formed on the outer surface with a width of 1 μm or more and 1 mm or less.
The groove is preferably formed in a region of the outer surface that directly contacts the bone.
The width is preferably 5 to 500 μm.
本発明のインプラント体の第二実施態様は、第一実施態様において、前記溝は、深さが１μｍ以上１ｍｍ以下である。
前記溝は、深さが５〜５００μｍであることが好ましい。
In the second embodiment of the implant body of the present invention, in the first embodiment, the groove has a depth of 1 μm or more and 1 mm or less.
The groove preferably has a depth of 5 to 500 μm.
前記溝が複数かつ平行に形成され、前記溝同士の間隔が１μｍ以上１ｍｍ以下であることが好ましい。
前記間隔は、５〜５００μｍであることが好ましい。
前記溝同士が格子形に配置形成されることが好ましい。
前記溝は、断面形状が三角形に形成されることが好ましい。
It is preferable that a plurality of the grooves are formed in parallel and the interval between the grooves is 1 μm or more and 1 mm or less.
The interval is preferably 5 to 500 μm.
It is preferable that the grooves are arranged and formed in a lattice shape.
The groove preferably has a triangular cross-sectional shape.
本発明のインプラント体の第三実施態様は、第一又は第二実施態様において、前記溝の内面に、ひび割れが形成される。 In the third embodiment of the implant body of the present invention, in the first or second embodiment, a crack is formed on the inner surface of the groove.
本発明のインプラント体の第四実施態様は、第一から第三実施態様のいずれかにおいて、インプラント体がチタンまたはジルコニアからなる。 According to a fourth embodiment of the implant body of the present invention, in any one of the first to third embodiments, the implant body is made of titanium or zirconia.
本発明のアバットメント体の第一実施態様は、インプラント体の中心穴に嵌合するアバットメント体であって、外表面に、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された溝を有する。
前記溝は、外表面のうち、歯茎に直接接触する領域に、形成されることが好ましい。
前記幅は、５〜５００μｍであることが好ましい。
The first embodiment of the abutment body of the present invention is an abutment body that fits into the center hole of the implant body, and has a groove formed on the outer surface with a width of 1 μm or more and 1 mm or less.
The groove is preferably formed in a region of the outer surface that directly contacts the gums.
The width is preferably 5 to 500 μm.
本発明のアバットメント体の第二実施態様は、第一実施態様において、前記溝は、深さが１μｍ以上１ｍｍ以下である。
前記溝は、深さが５〜５００μｍであることが好ましい。
In a second embodiment of the abutment body of the present invention, in the first embodiment, the groove has a depth of 1 μm or more and 1 mm or less.
The groove preferably has a depth of 5 to 500 μm.
前記溝が複数かつ平行に形成され、前記溝同士の間隔が１μｍ以上１ｍｍ以下であることが好ましい。
前記間隔は、５〜５００μｍであることが好ましい。
前記溝同士が格子形に配置形成されることが好ましい。
前記溝は、断面形状が三角形に形成されることが好ましい。
It is preferable that a plurality of the grooves are formed in parallel and the interval between the grooves is 1 μm or more and 1 mm or less.
The interval is preferably 5 to 500 μm.
It is preferable that the grooves are arranged and formed in a lattice shape.
The groove preferably has a triangular cross-sectional shape.
本発明のアバットメント体の第三実施態様は、第一又は第二実施態様において、前記溝の内面に、ひび割れが形成される。 In the third embodiment of the abutment body of the present invention, in the first or second embodiment, a crack is formed on the inner surface of the groove.
本発明のアバットメント体の第四実施態様は、第一から第三実施態様のいずれかにおいて、インプラント体がチタンまたはジルコニアからなる。 According to a fourth embodiment of the abutment body of the present invention, in any one of the first to third embodiments, the implant body is made of titanium or zirconia.
本発明のインプラントの実施態様は、本発明のインプラント体の第一から第四実施態様のいずれか一つと、本発明のアバットメント体の第一から第四実施態様のいずれか一つと、を備える。 An embodiment of the implant of the present invention comprises any one of the first to fourth embodiments of the implant body of the present invention and any one of the first to fourth embodiments of the abutment body of the present invention. .
本発明のインプラントの製造方法の第一実施態様は、骨に埋め込まれて骨結合するインプラント体と、前記インプラント体の中心穴に嵌合するアバットメント体と、を備えるインプラントの製造方法であって、前記インプラント体又は前記アバットメント体の少なくとも一方の外表面に対して、レーザー光を照射しつつ走査して、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下の溝を形成する工程を有する。 A first embodiment of an implant manufacturing method of the present invention is an implant manufacturing method comprising: an implant body that is embedded in a bone and bone-bonded; and an abutment body that fits into a central hole of the implant body. And a step of scanning at least one outer surface of the implant body or the abutment body while irradiating a laser beam to form a groove having a width of 1 μm or more and 1 mm or less.
本発明のインプラントの製造方法の第二実施態様は、第一実施態様において、前記レーザー光は、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー又はＹＶＯ４レーザーの基本波である。 According to a second embodiment of the method for producing an implant of the present invention, in the first embodiment, the laser beam is a fundamental wave of an Nd: YAG laser or a YVO4 laser.
本発明のインプラント体によれば、強固な骨結合が得られる。 According to the implant body of the present invention, a strong bone bond can be obtained.
以下、本発明の実施形態について図面を参照して説明する。なお、下記説明において示す各種寸法等は一例である。 Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. In addition, the various dimensions shown in the following description are examples.
〔歯科用インプラント〕
図１は、歯科用インプラントを示す図である。
図２は、本発明の実施形態に係るインプラント体を示す図である。
[Dental implant]
FIG. 1 shows a dental implant.
FIG. 2 is a view showing an implant body according to the embodiment of the present invention.
インプラント５は、歯科分野において使用される。インプラント５は、歯槽骨２に固定されるインプラント体１０と、インプラント体１０に対して着脱可能なアバットメント体８と、を備えている。
アバットメント体８には、人工歯冠６が装着される。
The implant 5 is used in the dental field. The implant 5 includes an implant body 10 that is fixed to the alveolar bone 2 and an abutment body 8 that can be attached to and detached from the implant body 10.
An artificial crown 6 is attached to the abutment body 8.
インプラント体１０の外表面１０Ｓには、雄ネジ１２が形成される。雄ネジ１２を歯槽骨２に形成した穴に螺合することで、インプラント体１０が歯槽骨２に固定される。
アバットメント体８の外表面８Ｓには接着剤等を用いて人工歯冠６が装着される。インプラント体１０とアバットメント体８との当接部Ｓは、歯茎４または歯槽骨２によって覆われることになる。
当接部Ｓの当接面は精度良く仕上げられて、当接面が相互に密着して異物の侵入を防止する。
A male screw 12 is formed on the outer surface 10S of the implant body 10. The implant body 10 is fixed to the alveolar bone 2 by screwing the male screw 12 into a hole formed in the alveolar bone 2.
An artificial crown 6 is attached to the outer surface 8S of the abutment body 8 using an adhesive or the like. The contact portion S between the implant body 10 and the abutment body 8 is covered with the gum 4 or the alveolar bone 2.
The contact surface of the contact portion S is finished with high accuracy, and the contact surfaces are in close contact with each other to prevent foreign matter from entering.
インプラント体１０は、チタンやジルコニア等のセラミックス材料で形成された円柱状（軸形）の部材である。インプラント体１０は、フィクスチャーとも呼ばれる。
インプラント体１０の外表面には、雄ネジ１２が形成される。インプラント体１０の後端面には、中心穴１３が開口する。
インプラント体１０の形状（長さ、太さ等）は、任意である。雄ネジ１２や中心穴１３が存在しない場合であってもよい。
The implant body 10 is a cylindrical (axial) member formed of a ceramic material such as titanium or zirconia. The implant body 10 is also called a fixture.
A male screw 12 is formed on the outer surface of the implant body 10. A central hole 13 is opened in the rear end surface of the implant body 10.
The shape (length, thickness, etc.) of the implant body 10 is arbitrary. The case where the external thread 12 and the center hole 13 do not exist may be sufficient.
図３は、インプラント体１０に形成した微細溝Ｍを示す図である。
図４は、図３の拡大図である。
図３、図４は、いずれも、インプラント体１０をマイクロスコープを用いて撮影した写真である。
FIG. 3 is a view showing the fine groove M formed in the implant body 10.
FIG. 4 is an enlarged view of FIG.
3 and 4 are both photographs of the implant body 10 taken using a microscope.
インプラント体１０の外表面１０Ｓには、微細溝Ｍが形成される。外表面１０Ｓには、雄ネジ１２が形成された外周面を含まれる。さらに、外表面１０Ｓには、先端面や雄ネジ１２（ネジ面）も含まれる。 On the outer surface 10S of the implant body 10, a fine groove M is formed. The outer surface 10S includes an outer peripheral surface on which the male screw 12 is formed. Further, the outer surface 10S includes a tip surface and a male screw 12 (screw surface).
微細溝Ｍは、インプラント体１０の外表面１０Ｓのうちの、任意の領域（部位）に形成される。微細溝Ｍが形成される領域は、１箇所であってもよいし、複数箇所であってもよい。微細溝Ｍが形成される領域の面積は、任意である。図２に示すように、外表面１０Ｓのほぼ全面に微細溝Ｍを形成してもよい。
特に、外表面１０Ｓのうち、歯槽骨２に直接接触する領域に、微細溝Ｍを形成することが好ましい。
The fine groove M is formed in an arbitrary region (part) on the outer surface 10S of the implant body 10. The area where the fine groove M is formed may be one place or a plurality of places. The area of the region where the fine groove M is formed is arbitrary. As shown in FIG. 2, the fine groove M may be formed on almost the entire outer surface 10S.
In particular, it is preferable to form the fine groove M in a region of the outer surface 10S that directly contacts the alveolar bone 2.
微細溝Ｍの断面形状は、三角形(二等辺三角形)に形成される。微細溝Ｍの断面形状は、三角形に限らず、例えば半円弧形や、矩形等であってもよい。
また、微細溝Ｍの内面（表面層）には、多数のひび割れＷが形成される。
The cross-sectional shape of the fine groove M is formed in a triangle (isosceles triangle). The cross-sectional shape of the fine groove M is not limited to a triangle, and may be, for example, a semicircular arc or a rectangle.
A large number of cracks W are formed on the inner surface (surface layer) of the fine groove M.
外表面１０Ｓに微細溝Ｍを形成するのは、外表面１０Ｓの粗面化と表面積増加のためである。さらに、微細溝Ｍの内面に形成された多数のひび割れＷに対して、骨細胞が侵入することにより、高い骨密着性及び骨結合を得ることが可能となる。
特に、外表面１０Ｓの表面積増加により、ひび割れＷの数量も増加するので、骨結合期間の短縮化が可能となる。
The reason why the fine grooves M are formed on the outer surface 10S is to roughen the outer surface 10S and increase the surface area. Furthermore, when bone cells enter the large number of cracks W formed on the inner surface of the fine groove M, high bone adhesion and bone bonding can be obtained.
In particular, since the number of cracks W increases as the surface area of the outer surface 10S increases, the bone bonding period can be shortened.
微細溝Ｍの本数は、任意である。微細溝Ｍの本数は、１本でもよいが、多数（複数）であることが好ましい。微細溝Ｍは、直線に限らず、曲線であってもよい。
複数の微細溝Ｍを形成する場合には、複数の微細溝Ｍ同士を平行に形成することが好ましい。インプラント体１０の軸方向(長手方向)に対する微細溝Ｍの延在方向の角度は任意である。さらに、複数の微細溝Ｍ同士を格子形に形成することが好ましい。
これにより、外表面１０Ｓの粗面化と表面積増加を効率的に実現できる。
The number of the fine grooves M is arbitrary. The number of fine grooves M may be one, but is preferably a large number (plural). The fine groove M is not limited to a straight line but may be a curved line.
When forming a plurality of fine grooves M, it is preferable to form the plurality of fine grooves M in parallel. The angle of the extending direction of the fine groove M with respect to the axial direction (longitudinal direction) of the implant body 10 is arbitrary. Furthermore, it is preferable to form a plurality of fine grooves M in a lattice shape.
Thereby, the roughening of the outer surface 10S and the surface area increase can be efficiently realized.
微細溝Ｍは、レーザー加工機を用いて形成する。
インプラント体１０は、予め、プレス成形処理、予備焼結処理、本焼結処理を経て形成される。このインプラント体１０の外表面１０Ｓに対して、レーザー光を照射して外表面１０Ｓを彫り刻むことにより、微細溝Ｍが形成される。一本の微細溝Ｍを形成するには、同一箇所に、レーザー光を照射しながら１回以上走査する。走査回数が増加するに従って、微細溝Ｍの深さや幅が増加する。
The fine groove M is formed using a laser processing machine.
The implant body 10 is formed in advance through a press molding process, a preliminary sintering process, and a main sintering process. By irradiating the outer surface 10S of the implant body 10 with laser light and carving the outer surface 10S, the fine grooves M are formed. In order to form one fine groove M, the same portion is scanned one or more times while irradiating laser light. As the number of scans increases, the depth and width of the fine groove M increase.
レーザー光には、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー又はＹＶＯ４レーザーが用いられる。例えば、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー、ＹＶＯ４レーザーの基本波（固体レーザー：波長１０６４ｎｍ、ファイバーレーザー：１０９０ｎｍ）を用いることができる。レーザー光の光径（直径）は、例えば５〜５０μｍである。 Nd: YAG laser or YVO4 laser is used for the laser light. For example, a fundamental wave of Nd: YAG laser or YVO4 laser (solid laser: wavelength 1064 nm, fiber laser: 1090 nm) can be used. The light diameter (diameter) of the laser light is, for example, 5 to 50 μm.
インプラント体１０の外表面１０Ｓに対して、水分を含む空気中でレーザー光を照射することにより、外表面１０Ｓが彫り込まれる。これと同時に、インプラント体１０の母材よりも低い硬度の水酸化ジルコニウム等の表面層が形成される。
より詳細には、短波長レーザー光が照射された母材（ジルコニア等）は、レーザー光の高エネルギーによって表面性状が変わって粗面化する。これと同時に、ジルコニア等と水分とが反応してハイドロオキサイト系の物質（水酸化ジルコニウム等）が表面層に形成される。そして、水酸化ジルコニウム等の表面層には、多数のひび割れＷが形成されて、低硬度化する。
このように、軟質な水酸化ジルコニウム等を表面層に形成することにより、インプラント体１０と骨組織が密着し易くなって、強固な骨結合が得られる。
The outer surface 10S is engraved by irradiating the outer surface 10S of the implant body 10 with laser light in air containing moisture. At the same time, a surface layer such as zirconium hydroxide having a hardness lower than that of the base material of the implant body 10 is formed.
More specifically, the base material (such as zirconia) irradiated with the short-wavelength laser light is roughened by changing the surface properties due to the high energy of the laser light. At the same time, zirconia or the like reacts with moisture to form a hydroxide-based substance (zirconium hydroxide or the like) in the surface layer. A large number of cracks W are formed on the surface layer of zirconium hydroxide or the like, and the hardness is reduced.
Thus, by forming soft zirconium hydroxide or the like in the surface layer, the implant body 10 and the bone tissue are easily brought into close contact with each other, and a strong bone bond can be obtained.
複数の微細溝Ｍ同士を格子形に形成する場合には、レーザー光を直行する二方向（上下方向及び左右方向）に一定間隔で走査する。この際の間隔が、微細溝Ｍ同士の間隔となる。
微細溝Ｍの溝の幅や深さは、同一箇所に対する照射回数、走査速度、レーザー光出力等に応じて定まる。
When a plurality of fine grooves M are formed in a lattice shape, scanning is performed at regular intervals in two directions (vertical direction and horizontal direction) perpendicular to the laser beam. The interval at this time is the interval between the fine grooves M.
The width and depth of the fine groove M are determined according to the number of times of irradiation with respect to the same location, the scanning speed, the laser light output, and the like.
微細溝Ｍの幅は、１μｍ以上１ｍｍ以下に形成される。特に、微細溝Ｍの幅は、５〜５００μｍであることが好ましい。
微細溝Ｍの幅が１μｍ以上であるのは、外表面１０Ｓの表面積増加とひび割れＷの形成を確実に行うためである。また、幅が１μｍ以下の溝を形成するのは、困難かつ非効率であるからである。
微細溝Ｍの幅が１ｍｍ以下である理由は、インプラント体１０の強度低下を招かないようにするためである。
複数の微細溝Ｍを形成する場合には、均一な幅にしてもよいし、異なる幅にしてもよい。また、各微細溝Ｍにおいても、長手方向にわたって均一な幅にしてもよいし、異なる幅にしてもよい。
The width of the fine groove M is 1 μm or more and 1 mm or less. In particular, the width of the fine groove M is preferably 5 to 500 μm.
The reason why the width of the fine groove M is 1 μm or more is to reliably increase the surface area of the outer surface 10S and form the crack W. Moreover, it is difficult and inefficient to form a groove having a width of 1 μm or less.
The reason why the width of the fine groove M is 1 mm or less is to prevent a decrease in strength of the implant body 10.
When a plurality of fine grooves M are formed, the width may be uniform or different. In addition, each fine groove M may have a uniform width or a different width in the longitudinal direction.
微細溝Ｍの深さは、１μｍ以上１ｍｍ以下である。特に、微細溝Ｍの深さは、５〜５００μｍであることが好ましい。
微細溝Ｍの深さが１μｍ以上であるのは、外表面１０Ｓの表面積増加とひび割れＷの形成を確実に行うためである。また、深さが１μｍ以下の溝を形成するのは、困難かつ非効率であるからである。
微細溝Ｍの深さが１ｍｍ以下である理由は、インプラント体１０の強度低下を招かないようにするためである。
複数の微細溝Ｍを形成する場合には、均一な深さにしてもよいし、異なる深さにしてもよい。また、各微細溝Ｍにおいても、長手方向にわたって均一な深さにしてもよいし、異なる深さにしてもよい。
The depth of the fine groove M is 1 μm or more and 1 mm or less. In particular, the depth of the fine groove M is preferably 5 to 500 μm.
The reason why the depth of the fine groove M is 1 μm or more is to reliably increase the surface area of the outer surface 10S and form the crack W. Moreover, it is difficult and inefficient to form a groove having a depth of 1 μm or less.
The reason why the depth of the fine groove M is 1 mm or less is to prevent a decrease in strength of the implant body 10.
When a plurality of fine grooves M are formed, the depth may be uniform or different. Also, each fine groove M may have a uniform depth over the longitudinal direction or a different depth.
複数の微細溝Ｍが平行に形成される場合には、微細溝Ｍ同士の間隔は、１μｍ以上１ｍｍ以下である。特に、微細溝Ｍ同士の間隔は、５〜５００μｍであることが好ましい。
微細溝Ｍ同士の間隔が１μｍ以上であるのは、微細溝Ｍ同士の間の部位の強度を確保して、インプラント体１０の強度低下を招かないようにするためである。また、１μｍ以下の間隔で溝を形成するのは、困難かつ非効率であるからである。
微細溝Ｍ同士の間隔が１ｍｍ以下である理由は、微細溝Ｍの数を増やして、外表面１０Ｓの表面積増加とひび割れＷの形成を確実に行うためである。
複数の微細溝Ｍを形成する場合には、均一な間隔にしてもよいし、異なる間隔にしてもよい。
When a plurality of fine grooves M are formed in parallel, the interval between the fine grooves M is 1 μm or more and 1 mm or less. In particular, the interval between the fine grooves M is preferably 5 to 500 μm.
The reason why the interval between the fine grooves M is 1 μm or more is to secure the strength of the portion between the fine grooves M so that the strength of the implant body 10 is not reduced. Moreover, it is difficult and inefficient to form grooves at intervals of 1 μm or less.
The reason why the interval between the fine grooves M is 1 mm or less is that the number of the fine grooves M is increased to surely increase the surface area of the outer surface 10S and form the crack W.
When a plurality of fine grooves M are formed, the intervals may be uniform or different.
インプラント体１０を本焼結処理した後に、微細溝Ｍを形成する場合について説明したが、これに限らない。インプラント体１０を予備焼結処理した後に、微細溝Ｍを形成してもよい。この場合には、その後の本焼結処理によりインプラント体１０が収縮して、微細溝Ｍの幅や深さも小さくなる。そこで、インプラント体１０の収縮を見込んで、微細溝Ｍの幅や深さを予め大きく形成しておく。これにより、本焼結処理後に形成した場合と同一形状の微細溝Ｍが得られる。
レーザー光を用いて微細溝Ｍを形成した後に本焼結処理を行うため、インプラント体１０の外表面の硬度は低下しない。しかし、インプラント体１０の外表面１０Ｓの表面積が増加しているので、従来に比べて強固な骨結合が得られる。
Although the case where the fine groove | channel M was formed after carrying out the main sintering process of the implant body 10 was demonstrated, it is not restricted to this. The fine groove M may be formed after the pre-sintering treatment of the implant body 10. In this case, the implant body 10 is contracted by the subsequent main sintering process, and the width and depth of the fine groove M are also reduced. Therefore, the width and depth of the fine groove M are formed large in advance in anticipation of contraction of the implant body 10. Thereby, the fine groove | channel M of the same shape as the case where it forms after this sintering process is obtained.
Since the main sintering process is performed after the fine groove M is formed using the laser beam, the hardness of the outer surface of the implant body 10 does not decrease. However, since the surface area of the outer surface 10S of the implant body 10 is increased, a stronger bone bond can be obtained as compared with the conventional case.
アバットメント体８の外表面８Ｓに、微細溝Ｍを形成してもよい。アバットメント体８の外表面８Ｓには、外周面が含まれる。外表面８Ｓのうち、歯茎４に直接接触する領域に、微細溝Ｍを形成することが好ましい。アバットメント体８をインプラント体１０の中心穴１３に挿入し、さらにアバットメント体８に人工歯冠６を装着したとき、外部に露出する領域に、微細溝Ｍを形成する。 A fine groove M may be formed on the outer surface 8S of the abutment body 8. The outer surface 8S of the abutment body 8 includes an outer peripheral surface. It is preferable to form the fine groove M in a region of the outer surface 8S that directly contacts the gum 4. When the abutment body 8 is inserted into the central hole 13 of the implant body 10 and the artificial dental crown 6 is further attached to the abutment body 8, a fine groove M is formed in a region exposed to the outside.
微細溝Ｍは、アバットメント体８の外表面８Ｓのうちの、任意の領域（部位）に形成される。微細溝Ｍが形成される領域は、１箇所であってもよいし、複数箇所であってもよい。微細溝Ｍが形成される領域の面積は、任意である。
微細溝Ｍの形状、製造方法等は、インプラント体１０の外表面１０Ｓに形成した微細溝Ｍと同一である。
これにより、アバットメント体８と歯茎４の結合が従来に比べて強固になる。
The fine groove M is formed in an arbitrary region (part) on the outer surface 8S of the abutment body 8. The area where the fine groove M is formed may be one place or a plurality of places. The area of the region where the fine groove M is formed is arbitrary.
The shape, manufacturing method, and the like of the fine groove M are the same as those of the fine groove M formed on the outer surface 10S of the implant body 10.
Thereby, the coupling | bonding of the abutment body 8 and the gum 4 becomes firm compared with the past.
インプラント体１０の外表面１０Ｓとアバットメント体８の外表面８Ｓの両方にそれぞれ微細溝Ｍを形成することにより、インプラント５の人体に対する結合（骨結合を含む）がより強固になる。 By forming the microgrooves M on both the outer surface 10S of the implant body 10 and the outer surface 8S of the abutment body 8, the bond of the implant 5 to the human body (including bone bonding) becomes stronger.
〔微細溝Ｍの検証〕
図５は、平板状のジルコニア材に形成した微細溝Ｍを示す図である。
図６は、図５の拡大図である。
図７は、微細溝Ｍの三次元計測データを示す図である。
図８は、微細溝Ｍの側面拡大図である。
図９は、図８の拡大図である。
図１０は、微細溝Ｍの縦断面拡大図である。
図５、図６、図８、図９、図１０は、いずれも、微細溝ＭをＳＥＭを用いて撮影した写真である。図７は、微細溝Ｍを三次元測定器を用いて計測した結果を表示したものである。
[Verification of fine groove M]
FIG. 5 is a diagram showing the fine grooves M formed in the flat zirconia material.
FIG. 6 is an enlarged view of FIG.
FIG. 7 is a diagram showing three-dimensional measurement data of the fine groove M. As shown in FIG.
FIG. 8 is an enlarged side view of the fine groove M. FIG.
FIG. 9 is an enlarged view of FIG.
FIG. 10 is an enlarged vertical cross-sectional view of the fine groove M. FIG.
5, FIG. 6, FIG. 8, FIG. 9, and FIG. 10 are all photographs taken of the fine groove M using an SEM. FIG. 7 shows the result of measuring the fine groove M using a three-dimensional measuring device.
微細溝Ｍの形成結果を検証するため、平板状のジルコニア材に対して複数の微細溝Ｍを形成して、ＳＥＭ等を用いて観察した。微細溝Ｍの形成方法は、インプラント体１０の外表面１０Ｓに対して微細溝Ｍを形成した方法を同一である。 In order to verify the formation results of the fine grooves M, a plurality of fine grooves M were formed on a flat zirconia material and observed using an SEM or the like. The method of forming the fine groove M is the same as the method of forming the fine groove M on the outer surface 10S of the implant body 10.
図５〜図１０に示すように、微細溝Ｍは、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された。具体的には、微細溝Ｍの幅を約１０μｍ程度に形成することができた。レーザー光の出力や光径等を調整することにより、微細溝Ｍの幅を５〜５００μｍに形成することも可能である。 As shown in FIGS. 5 to 10, the fine groove M was formed with a width of 1 μm or more and 1 mm or less. Specifically, the width of the fine groove M could be formed to about 10 μm. It is also possible to form the width of the fine groove M to 5 to 500 μm by adjusting the output of the laser light, the light diameter, and the like.
図５〜図１０に示すように、微細溝Ｍは、深さが１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された。具体的には、微細溝Ｍの深さを約１５０μｍ程度に形成することができた。レーザー光の走査回数を調整することにより、微細溝Ｍの深さを５〜５００μｍに形成することも可能である。 As shown in FIGS. 5 to 10, the fine groove M was formed with a depth of 1 μm to 1 mm. Specifically, the depth of the fine groove M could be formed to about 150 μm. It is also possible to form the depth of the fine groove M to 5 to 500 μm by adjusting the number of times of scanning with the laser beam.
図５〜図１０に示すように、複数の微細溝Ｍ同士の間隔は、１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された。具体的には、微細溝Ｍ同士の間隔を約５０μｍに形成することができた。レーザー光の走査間隔（ピッチ）を調整することにより、微細溝Ｍ同士の間隔を５〜５００μｍに形成することも可能である。 As shown in FIGS. 5 to 10, the interval between the plurality of fine grooves M was formed to be 1 μm or more and 1 mm or less. Specifically, the interval between the fine grooves M could be formed to about 50 μm. By adjusting the scanning interval (pitch) of the laser light, the interval between the fine grooves M can be formed to 5 to 500 μm.
図８、図１０に示すように、微細溝Ｍの断面形状は、三角形（二等辺三角形）に形成された。
さらに、図１０に示すように、微細溝Ｍの内面には、多数のひび割れＷが形成された。
このように、ジルコニア材に対して微細溝Ｍを形成できることが確認できた。
As shown in FIGS. 8 and 10, the cross-sectional shape of the fine groove M was formed in a triangle (isosceles triangle).
Furthermore, as shown in FIG. 10, many cracks W were formed on the inner surface of the fine groove M.
Thus, it was confirmed that the fine groove M can be formed in the zirconia material.
本発明の技術範囲は、上述した実施形態に限定されるものではない。本発明の趣旨を逸脱しない範囲において、上述した実施形態に種々の変更を加えたものを含む。実施形態で挙げた具体的な材料や層構成などはほんの一例に過ぎず、適宜変更が可能である。 The technical scope of the present invention is not limited to the embodiment described above. In the range which does not deviate from the meaning of this invention, what added the various change to embodiment mentioned above is included. The specific materials and layer configurations described in the embodiments are merely examples, and can be changed as appropriate.
上記実施形態では、Ｎｄ：ＹＡＧレーザー又はＹＶＯ４レーザーによるレーザー光を使用したが、これに限らない。ジルコニア等の母材の表面を水酸化して水酸化ジルコニウム等を形成可能な高エネルギーのレーザー光であれば、他のレーザー光を採用してもよい。例えば、他の固定レーザーによるレーザー光や高調波によるレーザー光を使用してもよい。 In the above embodiment, the laser beam by the Nd: YAG laser or the YVO4 laser is used, but the present invention is not limited to this. Any other laser beam may be employed as long as it is a high-energy laser beam that can form a zirconium hydroxide or the like by hydroxylating the surface of a base material such as zirconia. For example, you may use the laser beam by another fixed laser, and the laser beam by a harmonic.
上記実施形態では、歯槽骨の穿孔に挿入されて固定される歯科用インプラント（人工歯根である）のインプラント体について説明したが、本発明のインプラント体はこれに限らない。
本発明のインプラント体は、他の部分の骨に埋設等して接触状態に固定されるインプラント体であってもよい。例えば、骨折や良性腫瘍の切除などで生じた骨の欠損した部分又は腰椎手術で取り除いた軟骨などを補うために、本発明のインプラント体を人工骨や骨補填材として適用してもよい。また、人工関節の部材、骨折部位の固定に使用する骨接合材料、脊椎の固定器具等に対して、本発明のインプラント体を採用してもよい。
In the above-described embodiment, the implant body of a dental implant (which is an artificial tooth root) that is inserted into and fixed to the perforation of the alveolar bone has been described, but the implant body of the present invention is not limited to this.
The implant body of the present invention may be an implant body that is fixed in a contact state by being embedded in another part of bone. For example, the implant body of the present invention may be applied as an artificial bone or a bone prosthetic material in order to compensate for a bone-deleted portion caused by fracture or benign tumor resection or cartilage removed by lumbar spine surgery. Moreover, you may employ | adopt the implant body of this invention with respect to the member of an artificial joint, the bone joining material used for fixation of a fracture site | part, the spinal fixing instrument, etc.
上記実施形態では、レーザー光を用いて微細溝Ｍを形成したが、これに限らない。切削加工により微細溝Ｍを形成してもよい。特に、歯科用インプラント以外のインプラント体では、切削加工により微細溝を形成することもできる。この場合には、微細溝Ｍの幅が１μｍ以上１ｍｍ以下、深さが１μｍ以上１ｍｍ以下、微細溝Ｍ同士の間隔が１μｍ以上１ｍｍ以下にすることが好ましい。 In the above embodiment, the fine grooves M are formed using laser light, but the present invention is not limited to this. The fine groove M may be formed by cutting. In particular, in an implant body other than a dental implant, a fine groove can be formed by cutting. In this case, it is preferable that the width of the fine groove M is 1 μm or more and 1 mm or less, the depth is 1 μm or more and 1 mm or less, and the interval between the fine grooves M is 1 μm or more and 1 mm or less.
上記実施形態では、インプラント体を形成する生体適合性セラミックス材料として、ジルコニア（酸化ジルコニウム）を採用したが、これに限らない。生体適合性セラミックス材料として、アルミナ（酸化アルミニウム）や酸化イットリウム、酸化ハフニウム、酸化シリコーン、酸化マグネシウム、酸化セリウム等を採用してもよい。さらに、チタンやチタン合金等の金属材料を採用してもよい。 In the above embodiment, zirconia (zirconium oxide) is used as the biocompatible ceramic material forming the implant body, but the present invention is not limited thereto. As the biocompatible ceramic material, alumina (aluminum oxide), yttrium oxide, hafnium oxide, silicone oxide, magnesium oxide, cerium oxide, or the like may be employed. Furthermore, a metal material such as titanium or a titanium alloy may be employed.
２…歯槽骨（骨）、 ４…歯茎、 ５…インプラント、 ８…アバットメント体、 ８Ｓ…外表面、 １０…インプラント体、 １０Ｓ…外表面、 Ｍ…微細溝、 Ｗ…割れ 2 ... Alveolar bone (bone), 4 ... Gum, 5 ... Implant, 8 ... Abutment body, 8S ... Outer surface, 10 ... Implant body, 10S ... Outer surface, M ... Fine groove, W ... Crack
Claims (11)
外表面に、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された溝を有するインプラント体。 An implant body that is embedded in a bone and bone-bonded,
The implant body which has the groove | channel formed in the outer surface in the width | variety 1 micrometer or more and 1 mm or less.
外表面に、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下に形成された溝を有するアバットメント体。 An abutment body that fits into the center hole of the implant body,
An abutment body having a groove formed on the outer surface with a width of 1 μm or more and 1 mm or less.
請求項５から８に記載のインプラント体と、
を備えるインプラント。 An implant body according to claim 1;
Implant body according to claim 5 to 8,
An implant comprising:
前記インプラント体又は前記アバットメント体の少なくとも一方の外表面に対して、レーザー光を照射しつつ走査して、幅が１μｍ以上１ｍｍ以下の溝を形成する工程を有するインプラントの製造方法。 An implant manufacturing method comprising: an implant body that is embedded in a bone and bone-bonded; and an abutment body that fits into a central hole of the implant body,
A method for manufacturing an implant, comprising: scanning at least one outer surface of the implant body or the abutment body while irradiating a laser beam to form a groove having a width of 1 μm or more and 1 mm or less.
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