KR20210064192A - 최소 2개의 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - Google Patents
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Abstract
본 발명은 2개 이상의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템에 관한 것이다. 여기서 치과 보철물은 보철 나사(3)에 의해 연결되는 제1 보철 부품(1)과 제2 보철 부품(2)으로 나뉘며, 제1 보철 부품은 적어도 두 개의 커넥터 (4)를 통해 치과용 임플란트에 연결되며, 이러한 치과 보철물에는 제1 보철 부품의 상단에 배치된 두 개의 암 요소(female elements)(6)를 포함하는 결합 및 안내 시스템과 해당하는 두 개의 수 요소(male elements)(5)는 두 번째 보철 부분의 바닥에 배치되어 두 암 요소와 두 수 요소 사이의 연결을 해제할 수 있다.
종래 기술에서 해결된 문제는 저작력으로 인한 굽힘 모멘트와 관련이 있다. 이 해결책은 뼈 조직을 보호하기 위해 보철물에 기계적 약점을 설치하는 것을 포함한다.
종래 기술에서 해결된 문제는 저작력으로 인한 굽힘 모멘트와 관련이 있다. 이 해결책은 뼈 조직을 보호하기 위해 보철물에 기계적 약점을 설치하는 것을 포함한다.
Description
본 발명은 구강 재활에 사용하기에 적합한, 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과용 보철(dental prosthesis) 시스템에 관한 것이다.
골유합 임플란트(osseointegrated implant)를 사용한 구강 재활은 양호한 장기적인 결과의 증거와 함께 환자에게 상실된 저작 및 미적 기능을 되돌려주는 효과적인 해결책인 것으로 입증되었는바, 이는 하기의 논문, 즉, Adell et al.의 논문("A 15-year study of osseointegrated implants in the treatment of the edentulous jaw." Int J Oral Surg. 1981;10(6):387-416); Jemt T, Johansson J.의 논문("Implant treatment in the edentulous maxillae: A 15-year followup study on 76 consecutive patients provided with fixed prostheses." Clin Implant Dent Relat Res. 2006;8(2):61-9); 및 Lindquist et al.의 논문("A prospective 15-year follow-up study of mandibular fixed prostheses supported by osseointegrated implants." Clinical results and marginal bone loss. Clin Oral Implants Res. 1996;7(4):329-36)에서 알려진 바와 같다. 그러나 다양한 원인으로 인해, 보철로 이루어지는 고정물의 이식이 손상될 수 있거나, 중요한 해부학적 구조의 근접성에 의해 통상적인 치수의 임플란트 사용이 방해되기 때문에, 이용 가능한 뼈의 부피로 인하여 치과 임플란트 이식이 어려워질 수도 있다.
따라서, 이러한 문제를 극복하기 위하여, 보철로 이루어지는 임플란트 삽입뿐만 아니라 기존 치수의 임플란트의 이식을 위해 뼈의 부피와 윤곽을 재확립하는 외과적 절차를 사용하는 것이 매력적인 옵션으로 여겨진다. 다양한 외과적 접근 방식은 다양한 조합의(중첩 골이식(onlay bone grafts), 삽입성 골이식(interpositional bone grafts), 유도 골재생(guided bone regeneration), 견인 골형성술(distraction osteogenesis), 스플릿 크레스트(split crest))의 기법들과 광범위한 그룹의 골이식술(자가 이식(autografts), 동종 이식(allografts), 이종 이식(xenografts) 및 합성 골이식(synthetic bone grafts))을 포함한다. 그러나 기보고된 성공률에도 불구하고, 이들 절차는 고가의 치료, 더 많은 수술, 더 높은 이환율(morbidity), 더 많은 수술 합병증, 더 긴 치료 시간 및 실패 가능성의 증가와 관련이 있다. 이러한 요인들로 인해 환자와 치과 의사는 더 간단하고 빠르며 저렴한 솔루션을 찾게 된다.
대안으로, 사용 가능한 뼈에 이식되는 짧은 임플란트를 사용하는 것이 더 저렴하고 빠르며 덜 침습적이다. 이러한 그룹의 임플란트는 특히, 뼈의 양이 감소할 때 나타난다. 더욱이, 짧은 임플란트를 사용하면 더 복잡한 수술적 접근 방식을 불필요하게 만들 수 있다. 그에 불구하고, 이러한 솔루션은 손상된 크라운-대-임플란트(crown-to-implant) 비율 및 보철 결과와 관련하여 몇 가지 단점을 제공할 수도 있다. 필요할 때는 언제나, 보철적으로 불리한 임플란트 위치를 교정하기 위해 보철 솔루션에 의존하는 것은 도움이 되는 보완적인 접근 방법이 될 수 있다.
비-보철물 방식으로 임플란트 식립을 극복하는 또 다른 옵션은 시멘트 유지형 보철물(cemented prosthesis)에 의존하는 것이다. 시멘트형 수복물(cemented restorations)은 나사에 의한 접근이 없고 사용의 단순성으로 인해 더 나은 심미적 결과를 제공하는 것과 같은 몇몇의 장점이 있다. 그러나 이들은 또한 보철물 회수성에 관한 문제와 관련성이 있으며, 때로는 접합부 나사를 찾기 위해 보철 천공이 필요하게 되는데, 이것은 Mehl et al.의 논문("Retrievability of implant-retained crowns following cementation." Clin Oral Implants Res. 2008;19(12):1304-11)에 기술되어 있듯이, 상당한 심미적 손상과 보철물 교체의 필요성을 초래할 수 있다. 그에 불구하고, 시멘트형 보철물의 사용에 의해 확인된 주요 문제는 골 손실의 징후 외에 부종, 출혈 및 더 깊은 치주와 연관된 임플란트 주변 염증으로부터 생기는 임플란트 주변 문제가 발생할 가능성과 여분의 시멘트 제거 상의 어려움인데, 이것은 Pauletto et al.의 논문("Complications associated with excess cement around crowns on osseointegrated implants: a clinical report." Int J Oral Maxillofac Implants. 1999;14(6):865-8.)에 기술된 바 있다. 각진(angled) 접합부의 사용은 또한 나사유지형 솔루션의 사용을 가능하게 할 수도 있는 경우 가능한 접근 방식으로 간주 될 수도 있다. 동적 접합부(dynamic abutments)라고도 알려진 각진 스크루 채널의 사용은 Ferreira et al.의 논문("Fatigue and microgap behaviour of a three-unit implant-fixed dental prosthesis combining conventional and dynamic abutments". J Med Eng Technol. 2018; 42(5): 397-405)에 언급된 바와 같이, 동일한 임상적 문제에 대한 해법이기도 하다.
이전의 뼈 확대 과정이 없는, 임플란트 식립과 관련하여 일반적이고 가장 중요한 문제는 지지 임플란트보다 상당히 높은 임상 보철물에 의해 보철 구성요소, 임플란트 및 뼈에 발생하는 굽힘력(bending force)과, 뼈 조직과 임플란트 및 보철 구성요소들에 대한 부작용 가능성과 관련이 있으며, 이것은 Calvo et al.의 논문("Evaluation of extrashort 4-mm implants in mandibular edentulous patients with reduced bone height in comparison with standard implants: a 12-month results." Clin Oral Implants Res. 2015;27:867-74)에, 그리고 Verri et al.의 논문("Biomechanical influence of crown-to-implant ratio on stress distribution over internal hexagon short implant: 3-D finite element analysis with statistical test." J Biomech. 2015;48(1):138-45)에 기술되어 있다. 마찬가지로, 하중이 장축에 대해 수직 방향으로 작용할 때, 뼈의 항복 강도가 일단 더 낮아지면, 저작력(masticatory forces)에 의해 생성되는 굽힘 모멘트의 효과도 또한 문제의 동기가 된다.
따라서 기록된 사용 안전성에도 불구하고, 짧은 임플란트는 임플란트 실패 위험성의 증가와 관련이 있을 수 있다.
이러한 문제의 근거는 수평 구성 요소로 인해 저작력이 변연골(marginal bone) 상에 높은 압축 및 전단 응력(shear stresses)을 발생시킬 수 있는 굽힘 모멘트를 생성한다는 사실에 의해 뒷받침된다. 짧은 임플란트의 사용은 긴 크라운의 필요성과 관련될 수 있고, 이는 더 큰 크라운-대-임플란트 비율을 생성할 수 있으므로, 크라운이 클수록 굽힘 모멘트가 더 커지고, 결과적으로, 변연골에서 잠재적인 해로운 영향과 함께 발생하는 높은 응력의 가능성이 더 커지는 것으로 가정할 수 있다. 고려된 모멘트의 회전 합력에 대한 받침점(fulcrum)은 임플란트-접합부 인터페이스, 일반적으로 뼈 크레스트(bone crest) 레벨에 위치할 수 있다.
따라서 장기적인 심미적 및 기능적 치료의 개발에 관한 최신 기술이 필요하며, 여기서 "장기적"라는 용어는 경조직 및 연조직의 생체역학적 안정성과 손실된 조직과 치아를 대체하는 데 사용되는 재료의 안정성을 의미한다. 더욱이, 임플란트와 보철물을 지지하는 뼈 조직은 보존하는 반면, 주요 구조의 구성 요소가 굽힘 모멘트에 의해 초래되는 응력에 견딜 수 있는 치과용 보철 시스템의 개발 필요성이 존재한다.
본 발명의 실시 예들에 따른 원리들에 대하여 이해를 돕기 위하여, 도면에 도시된 실시 예들과 그것들을 설명하는데 사용되는 용어들을 참조할 것이다. 어떤 경우에도, 본 발명의 범위를 해당 도면의 내용으로 제한하려는 의도는 없다는 것을 이해하여야 할 것이다. 본 개시가 속하는 기술분야의 전문가에게 일반적으로 발생할 수도 있는 본 명세서에 기재된 발명 특징의 어떤 후속적인 변경 또는 변형들과, 예시된 본 발명의 개념 및 실시 예들의 임의의 추가적인 응용은 후술하는 청구범위에 기재된 발명의 범위 내에 존재한다.
도 1은 피질골(cortical bone)의 모델에 연결된, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 정면도이다.
도 2는 피질골 및 해면골(trabecular bone)의 모델에 연결된, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 정면 및 측면도이다.
도 3은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소(projection male element) 및 홈형 암형 요소(groove female element)의 도면이다.
도 4는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소 및 원뿔형 암형 요소의 도면이다.
도 5는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소 및 홈형 암형 요소의 또 다른 도면이다.
도 6은 치과 보철 시스템의 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소 및 대응 암형 요소의 또 다른 도면이다.
도 7은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소 및 홈형 암형 요소, 보철 및 임플란트 나사 채널을 보여주는 치과 보철 시스템의 일 실시 예의 절단 도면이다.
도 8은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소와 암형 요소, 보철 및 임플란트 나사 채널을 보여주는 치과 보철 시스템의 일 실시 예의 절단 도면이다.
도 9는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는, 돌출형 수형 요소와 홈형 암형 요소 및 보철 나사를 보여주는 양쪽 보철 부분품의 조립체의 절단 도면이다.
도 10은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는, 원뿔형 수형 요소와 암형 요소 및 보철 나사를 보여주는 양쪽 보철 부분품의 조립체의 또 다른 절단 도면이다.
도 11은 해부학적 뼈와 치아 특징을 통합한 후의 치과 보철 시스템의 형태를 보이는 도면이다.
도 1은 피질골(cortical bone)의 모델에 연결된, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 정면도이다.
도 2는 피질골 및 해면골(trabecular bone)의 모델에 연결된, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 정면 및 측면도이다.
도 3은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소(projection male element) 및 홈형 암형 요소(groove female element)의 도면이다.
도 4는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소 및 원뿔형 암형 요소의 도면이다.
도 5는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소 및 홈형 암형 요소의 또 다른 도면이다.
도 6은 치과 보철 시스템의 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소 및 대응 암형 요소의 또 다른 도면이다.
도 7은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 돌출형 수형 요소 및 홈형 암형 요소, 보철 및 임플란트 나사 채널을 보여주는 치과 보철 시스템의 일 실시 예의 절단 도면이다.
도 8은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는 원뿔형 수형 요소와 암형 요소, 보철 및 임플란트 나사 채널을 보여주는 치과 보철 시스템의 일 실시 예의 절단 도면이다.
도 9는 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는, 돌출형 수형 요소와 홈형 암형 요소 및 보철 나사를 보여주는 양쪽 보철 부분품의 조립체의 절단 도면이다.
도 10은 치과 보철 시스템의 일 실시 예에서 사용되는, 원뿔형 수형 요소와 암형 요소 및 보철 나사를 보여주는 양쪽 보철 부분품의 조립체의 또 다른 절단 도면이다.
도 11은 해부학적 뼈와 치아 특징을 통합한 후의 치과 보철 시스템의 형태를 보이는 도면이다.
이하, 본 발명의 바람직한 실시 예를 첨부 도면에 도시된 예를 참조하여 상세히 설명한다. 가능한 한, 도면 전체에 걸쳐 동일하거나 유사한 부분을 지칭하기 위해서는 동일한 참조 번호가 사용될 것이다.
종래 기술에서의 문제점을 염두에 두고, 본 발명은 저작력(masticatory forces)에 의해 야기되는 굽힘 모멘트(bending moment)로부터 뼈 조직을 보호하기 위해 보철물에 기계적 약점 부분을 설치하는 것에 기초한다. 본 발명은 과부하 및/또는 피로의 경우 파손 또는 변형됨으로써 오히려 나머지 구조를 보호하는 희생 요소 개념의 도입을 포함하는, 기계적 또는 구조적 퓨즈의 개념을 탐구한다. 이러한 공학적 개념을 임상적 상황으로 전환하면 변연골(marginal bone) 손실을 초래할 수 있는 응력 패턴의 생성을 피하는 희생 요소의 파열 또는 네킹(necking)으로 귀결된다.
이와 동시에, 상기 희생 요소는 저작 기능을 불편하게 만들 수 있는 보철의 움직임을 허용하지 않고 실패 없이 정상적인 저작 기능에 견딜 수 있을 만큼 충분히 강인해야 한다. 더욱이, 그러한 희생 요소의 프로그램화된 대체는 비용 효율적인 솔루션으로서 환자가 전적으로 수용할 수 있는 해결책이기도 하다.
본 발명은 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과용 보철 시스템에 관한 것으로서,
두 부분으로 나누어진 치과 보철물을 포함하되, 상기 치과 보철물은,
근심(mesial), 원심(distal), 혀쪽(lingual) 및 볼쪽(buccal) 측면들과 상단부 및 하단부를 갖는 제1 보철부(1), 및 근심, 원심, 혀쪽 및 볼쪽 측면들과 상단부 및 하단부를 갖는 제2 보철부(2)를 포함하고; 그리고
보철 나사(3)를 가지며, 상기 보철 나사는 상기 제1 보철부(1)과 상기 제2 보철부(2)를 연결하고, 상기 보철 나사(3)는 희생 요소로 작용하며;
상기 제1 보철부(1)는 제1 보철부(1)의 바닥 부분에 배열된 적어도 두 개의 커넥터(4)를 통해 치과 임플란트에 연결될 수 있고; 그리고
결합 및 가이드 시스템을 구비하되, 상기 결합 및 가이드 시스템은 제1 보철부(1)의 상단부에 배치된 두 개의 암형(female) 요소(6)와 제2 보철부(2)의 하단부에 배치된 두 개의 대응하는 수형(male) 요소(5)를 포함하고, 이들에 의해 상기한 두 개의 암형 요소(6)와 두 개의 수형 요소(5) 사이의 연결이 해제 가능하게 구성된다.
상기 보철 나사(3)는 치과 보철 시스템, 임플란트 및 뼈 조직에 작용하는 저작력으로 인한 굽힘 모멘트를 받는 희생 요소를 구성한다. 본 발명에 따른 치과 보철 시스템은 뼈의 응력이 안전한 영역에 놓이도록 한다. Frost의 기계정지(mechanostat) 이론에 따르면, 뼈에 가해지는 60MPa의 응력 이상에서는, 미세한 손상이 복구되지 않은 상태로 축적되기 시작하고 망상골 형성(woven bone formation)이 층판골 형성(lamellar bone formation)을 대체하기 시작한다. 따라서, 이러한 점은 뼈 조직의 항복 강도와 동일하다. 본 발명에 따른 치과 보철 시스템 모델에서는, 뼈에 가해지는 응력이 뼈 조직의 항복 강도보다 낮게 유지되기 때문에, 이러한 뼈 재형성(remodelling)은 일어나지 않는 반면, 상기 보철 나사(3)는 그의 항복 강도를 초과하는 응력을 받게 된다.
따라서, 치과 보철 시스템이 정상적인 저작 기능의 결과 생성되는 전단 응력에 놓이는 일정 기간 후, 보철 나사(3)에 의해 조립된 상태의 제1 보철부(1) 및 제2 보철부(2)으로의 분할에 의해 발생하는 기계적 약점은 망상골 형성과 관련된 응력 발생으로부터 뼈 조직을 보호하는 역할을 한다. 따라서, 치과 보철 시스템의 다른 부위들과 뼈가 그의 탄성 한계 미만의 응력을 받게 됨에 따라, 보철 나사(3)는 탄성 한계를 초과하는 응력을 받게 된다. 궁극적으로는, 보철 나사(3)가 부러지거나 변형되어, 뼈 조직과 보철 부품들을 보존한다. 보철 나사(3)가 부러지거나 변형되면, 이러한 희생 요소를 교체하고 치과 보철 시스템을 임플란트 위에 다시 설치할 수가 있는데, 이렇게 함으로써 환자에게는 비용대비 효율적인 해결책이 될뿐만 아니라 치과 의사에게도 실용적인 솔루션으로 귀착된다.
상기한 보철 나사는 주기적으로 예방적 교체가 가능할 수 있다.
도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명의 바람직한 실시 예에서는, 제1 보철부(1) 및 제2 보철부(2)로의 치과용 보철물의 수평적 분할을 수행하는데, 여기서 제2 보철부(2)의 높이는 기존의 크라운 높이 공간의 20% 내지 80% 범위에 존재한다. 바람직하게는, 제2 보철부(2)의 높이는 기존의 크라운 높이 공간의 적어도 50% 내에 존재한다. 여기서, 크라운 높이 공간은 제1 보철부(1)과 제2 보철부(2)의 높이의 합에 해당한다.
본 발명에 따른 바람직한 실시 예에서, 크라운 높이 공간은 5mm 이상이다. Nissan et al.의 논문("The effect of splinting implant-supported restorations on stress distribution of different crown-implant ratios and crown height spaces." J Oral Maxillofac Surg. 2011;69(12):2990-4)에 따르면, 주로 크레스탈골(crestal bone) 수준에서, 응력 발생에 대하여 크라운-대-임플란트 비율보다는 크라운 높이 공간이 더 중요하다. 본 연구에 따르면, 크라운-대-임플란트 비율은 짧은 임플란트 사용시 보고된 문제들에 대해서는 책임이 있는 것으로 보이지 않는다. 그 대신, 크라운 높이 공간이 더 관련되는 역할을 하는데, 크라운 높이 15mm부터 변연골 손실의 효과가 시작될 수 있다. 따라서, 결과적으로 크라운 높이가 15mm를 초과하는 제1 보철부(1)와 제2 보철부(2)를 사용하는 테스트에 있어, 보철 나사(3)는 희생 요소로 작용하여 저작력으로 인한 굽힘 모멘트를 받아 뼈 조직을 보존한다.
따라서, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템은 광범위한 크라운 높이 공간에서 사용될 수 있다. 바람직하게는, 크라운 높이 공간이 15mm 이상일 경우, 이것은 그 크라운 높이 공간이 교체될 해부학적 크라운보다 더 높을 때는 언제든지 사용될 수 있다.
제1 보철부(1)와 제2 보철부(2)에서 보철물의 분할로 인하여 본 발명에 따른 치과 보철 시스템에서 치과 보철 시스템이 강체처럼 작용하지 않는 방식의 불연속 개념이 도입되었다. 두 보철 부품에서의 응력 패턴, 접촉부 및 변위를 분석하면, 하중이 인가되는 동안의 기계적 작용을 설명할 수 있다. 제2 보철부는 제1 보철부(1)에서 제2 보철부(2)로 전환 중에 중단되는 회전을 겪는다. 본 발명의 모델 검증에 따르면, 제2 보철부는 제1 보철부보다 더 큰 회전을 겪는다. 구강의 가장자리에 발생하는 응력과 제2 보철부와 제1 보철부의 변위를 관찰하면, 제2 보철부의 회전 중심이 볼쪽 표면의 제1 보철부를 따르는 가장자리라고 말할 수 있다. 이러한 회전은 어떤 구조에도 영향을 받지 않기 때문에, 홈 결합(groove engaging) 시스템은 제1 보철부(1) 상에서 제2 보철부(2)의 약간의 슬라이딩을 또한 허용한다.
도 2에 도시된 바와 같이, 본 발명의 더욱 바람직한 실시 예에서, 치관(dental crown)의 제1 보철부(1)와 제2 보철부(2)로의 분할은 5도 내지 25도에 이르는 경사를 갖는데, 여기서 이러한 경사는 제1 보철부(1)의 하단부 또는 제2 보철부(2)의 상단부에 의해 형성된 수평면과 관련된다. 바람직하게는, 제1 보철부(1)와 제2 보철부(2)의 분리 면은 약 10도 정도의 경사를 갖는다. 이러한 바람직한 실시 예는, 망상골 형성과 관련된 응력으로부터 뼈 조직을 보호하는 역할을 하는, 보철 나사(3)에서의 기계적 약점의 생성을 가능하게한다.
도 1 및 2에서 치과 보철물 시스템은 내부에 해면골(trabecular bone) 모델(9)을 포함하는 피질골(cortical bone) 모델(8) 위에 배치된다. 피질골(8)의 상부는 크레스탈 피질골(crestal cortical bone)을 나타내는 것을 목표로 한다.
제1 보철부(1)와 제2 보철부(2) 사이의 경계면이 기울어져 있는 구조의 본 발명의 바람직한 실시 예에서, 치과 보철 시스템이 겪는 변위를 분석하면, 제2 보철부(2)가 혀쪽 측면(lingual face)에서 볼쪽 측면(buccal face)으로 제1 보철부(1) 상으로 미끄러지는 것을 확인할 수 있다. 제2 보철부(2)의 변위로 인해 전단 응력이 발생하고, 더 나아가 보철 나사(3)가 파손되거나 변형이 일어난다. 따라서, 두 보철 부분들 사이의 경계면을 기울이면 망상골 형성과 관련된 응력으로부터 뼈 조직을 보호하는 역할을 할 수 있는 보철 나사에 기계적 약점이 생길 가능성을 증가시킨다.
제1 보철부(1)와 제2 보철부(2) 사이의 경계면이 기울어져 있는 구조의 본 발명의 바람직한 실시 예에서, 제2 보철부(2)의 높이는, 볼쪽 측면을 고려하여, 교체하고자 하는 해부학적 크라운의 높이에 따라서 5mm 이상이다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시 예에서, 제1 보철부(1)는 제1 보철부(1)가 대체하고자 하는 뼈와 잇몸의 치수를 갖고, 제2 보철부(2)는 제2 보철부(2)가 대체하려고 하는 손실 치아의 크기를 갖는다.
도 3, 5, 7 및 9에 도시된 바와 같이, 본 발명의 바람직한 실시 예에서, 결합 시스템은 수형 요소(5a)로서 두 개의 돌출부와, 암형 요소(6a)로서 두 개의 대응하는 홈으로 구성되며, 수형 요소(5a)로서의 돌출부(5a) 및 암형 요소로서의 대응하는 두 개의 홈(6a)은 각각 제2 보철부(2) 바닥 부분 및 제1 보철부(1) 상단부를 따라 가로로 배치된다. 본 발명에 따른 다른 실시 예에서, 암형 요소(6a)로서 대응하는 두 개의 홈은 수형 요소(5a)로서의 두 개의 돌출부의 길이보다 더 깊을 수 있다. 암형 요소(6a)로서 두 개의 대응하는 홈의 더 깊은 구성적 특징은 제2 보철부(2)의 더 큰 회전에 기여하므로, 이러한 회전 증가는 보철 나사(3)에 대해 더 높은 전단 응력을 생성한다.
도 4, 6, 8 및 10에 도시된 바와 같이, 본 발명의 또 다른 바람직한 실시 예에서, 결합 시스템은 수형 요소(5b)로서 두 개의 원뿔형 또는 원통형 연장부와 암형 요소(6b)로서 두 개의 대응하는 원뿔형 또는 원통형 공동으로 구성된다. 바람직한 일 실시 예에서, 암형 요소(6b)로서의 상기한 공동은 커넥터(4)로 이어지는 채널에 대응하며, 이러한 채널은 임플란트 나사를 임플란트에 삽입하고 나사로 조이는데 사용된다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시 예에서, 보철 나사(3)의 재료는, 예를 들어, 금속, 합금, 세라믹, 중합체 또는 강화중합체와 같은 여러 재료로부터 선택될 수 있다. 바람직하게는, 보철 나사(3)의 재료는 티타늄 합금, 예를 들어, 티타늄 그레이드 V 합금(Ti6Al4V), 코발트-크롬 합금, 지르코니아 및 폴리에테르 에테르 케톤(polyether ether ketone: PEEK)으로부터 선택되며, 여기서 상기 폴리에테르 에테르 케톤은 선택적으로 탄소 섬유 또는 유리 섬유로 강화된다.
본 발명의 또 다른 바람직한 실시 예에서, 상기한 제1 보철부(1) 및 제2 보철부(2)의 재료는 금속, 합금, 세라믹, 폴리머 또는 강화폴리머로 이루어지는 그룹으로부터 선택된다. 바람직하게는, 상기한 제1 보철부(1) 및 제2 보철부(2)의 재료는 상업용 순수 티타늄, 티타늄 합금, 예를 들어, 티타늄 그레이드 V 합금(Ti6Al4V), 코발트-크롬 합금, 세라믹 물질을 대표하는 지르코니아, 및 중합체 물질을 나타내는 폴리에테르 에테르 케톤(PEEK)을 포함하며, 여기서 상기 폴리에테르 에테르 케톤은 선택적으로 탄소 섬유 또는 유리 섬유로 강화된다.
본 발명에 따른 치과 보철 시스템을 사용할 수 있는 임플란트는 모두 종래 기술에서 일반적으로 알리어져 있다. 특히, 임플란트는 골내 임플란트(endosseous implants), 골막하(sub-periosteal) 또는 크레스탈(crestal) 임플란트, 하악-횡단(trans-mandibular) 임플란트, 블레이드(blade) 임플란트로부터 선택될 수 있으며, 여기서 임플란트 재료는 상업적 순순 티타늄(pure titanium), 티타늄 합금, 지르코니아, 티타늄-지르코니아 합금, 알루미늄 산화물 임플란트 등일 수 있다.
본 발명에 따른 치과 보철 시스템은 임플란트 나사에 의해 임플란트 또는 중간 접합부(intermediate abutments)에 연결될 수 있는데, 여기서 임플란트 나사의 재료는 일반적으로 사용되는, 금속 및 합금, 즉 합금 Ti6Al4V ELI에서 보통 준비되는 것으로부터 선택된다. 대안적으로, 치과 보철 시스템은 접합(cement) 기술을 사용하여 임플란트에 연결될 수 있으며, 시멘트 접합을 위한 접합부의 재료와 그 시멘트의 재료는 최신 기술에서 동일한 효과를 위해 일반적으로 사용되는 임의의 것일 수 있다.
본 발명은 또한 적어도 두 개의 임플란트를 사용하는 방법 및 본 발명에 따른 치과 보철 시스템을 포함하며, 이는 골 부피 감소와 관련된 임상 상황과 같은 광범위한 응용 분야에서 사용될 수 있다. 이러한 임상 상황의 예로는 심각한 뼈 재형성(bone remodelling), 제거 가능한 의치의 장기간 사용, 다양한 접근 방식의 하악 재건이 후속되는 변연 하악골 절제술(marginal mandibulectomies) 또는 분절 하악골 절제술(segmental mandibulectomies)과 같은 종양질환 관련 임상 상황, 구강 감염증, 예를 들면, 치주 또는 임플란트 주변 질환, 및 외상, 예컨대, 사고로 인한 하악 골절 등이 포함된다.
본 발명에 따른 적어도 두 개의 임플란트 및 치과 보철 시스템을 사용하는 방법은:
a) 외과 의사의 선택이 자유롭거나, 완전 유도 또는 부분적 유도 기술이거나, 그것이 즉각적이거나, 지연되거나, 나중의 임플란트 식립이거나 간에, 그리고 판상(flap)이거나 무판상(flapless)이거나 간에, 적어도 두 개의 임플란트를 턱뼈에 식립하는 단계; 및
b) 본 발명에 따른 상기 치과 보철 시스템을 상기 임플란트에 부착되도록 하는 단계를 포함한다.
본 발명에 따른 적어도 두 개의 임플란트 및 치과 보철 시스템을 사용하는 방법에 있어, 임플란트 배치 과정은 선택된 임플란트 제조업체가 권장하는 드릴링 프로토콜을 따라야 할 것이다.
치과 보철 시스템을 배치하는 과정 중, 상기 제1 보철부는 아래의 두 가지 가능한 방식으로 임플란트에 부착된다.
a) 적절한 토크를 사용하여 임플란트 플랫폼 또는 중간 접합부(abutment)에 직접 나사로 고정되고; 및
b) 그 효과를 위해 임플란트에 나사로 고정된 접합부에 접합 된다.
그 다음, 상기 제2 보철부는 토크로 제어되는 장치를 사용하여 정확한 토크로 보철 나사에 의해 상기 제1 보철부에 부착된다.
다음의 실시 예들은 단지 예시를 위한 것으로서, 어떠한 방식으로든 본 발명의 범위를 제한하는 것으로 해석되어서는 안 될 것이다.
실시 예 1 내지 3은 생체 조직과 복구용 재료의 생체 역학적 거동을 평가하기 위해 치과 이식학(dental implantology)에서 널리 사용되는 유한요소 해석(finite element analysis: FEA) 시뮬레이션이다. 이 방법에 의하면, 실험적 생체역학 또는 동물 및 임상 테스트로써 취소할 수 있는 방식으로 각 경험의 중요한 요소들을 변경하면서 짧은 시간 내에 테스트의 증식을 가능하게한다.
본 발명을 평가하는 데 사용된 FEA 분석은, O'Mahony et al.의 논문("Anisotropic elasticity of cortical and cancellous bone in the posterior mandible increases peri-implant stress and strain under oblique loading". Clin Oral Implan Res. 2001;12(6):648-57)에서 알려진 방법론에 따라, 뼈를 횡등방성 물질(transversely isotropic material)로 간주하였다.
수학적 모델을 최대한 현실에 가깝게 만들기 위해 실제 환자의 컴퓨터 단층 촬영에서 직접 수행한 측정, 임플란트 회사의 제품 카탈로그 및 리버스 엔지니어링 방법을 기반으로 모델 부품을 설계하였다. 서로 다른 부분 간의 상호 작용은 실제 상황을 존중하였다. 예를 들어, 치과 임플란트의 골유착(osteointegration)을 시뮬레이션하기 위해 FEA 분석에 사용된 Abaqus 소프트웨어의 "assembly" 메뉴에서, 부품들의 경계를 유지하면서, 세 개의 모델 부품인 "피질골", "해면골" 및 "치아 임플란트"가 병합되었는데, 이것은 다른 재료들의 지정을 가능하게 하였다.
로딩(loading) 조건은 Baca et al.의 논문자료(In vivo evaluation of occlusal contact area and maximum bite force in patients with various types of implant-supported prostheses. Acta Odontol Scand. 2013;71:1181-7)에 따른 실제 조건을 시뮬레이션 하기 위한 참고 문헌에서 수집되였다.
메시 감도 분석(mesh sensitivity analysis)을 수행하여 수학적 모델을 실험적으로 검증하였다.
예 1
아래의 표 1은 참조 모델(기존의 단일-부재형 보철 구조물)과 경사진 평면 모델의 치과 보철 시스템(분리형 보철 구조물) 간의 계산된 응력, 마이크로 갭(microgap) 및 변위의 비교와 관련된 결과를 보여주고 있다.
표 1의 결과는 본 발명에 따른 시뮬레이션 모델로 설정되었으며, 여기서 치과용 크라운을 제1 보철부(1)와 제2 보철부(2)로 분할하는 구조는 10도의 경사로 형성되었다. 이 모델에서, 제1 보철부(6b)에 배치된 임플란트 나사 채널에 맞는 수형 요소(5b)로 원뿔형 연장 부분이 사용되었다. 상기 모델은, 평균적인 하악 어금니(mandibular molar) 및 전-구치(pre-molar)의 임상적 크라운 높이를 시뮬레이션하기 위하여, 두 개의 커넥터(4), 25mm의 크라운 높이 공간, 치과 보철 시스템의 볼쪽 측면 상에서 7mm의 제2 보철부(2)의 높이로써 규격화되었다. 이 시뮬레이션 모델에서는 M 1.4 보철 나사가 설계되었다. 시뮬레이션 중에 다음과 같은 재료들이 부품에 할당되었는데, 즉, Ti6Al4V 합금을 보철 나사 및 임플란트 나사에, 코발트-크롬 합금을 보철 부품 및 보철물에, 그리고 상용 순수 티타늄 그레이드 IV를 임플란트에 사용하였다.
| 부품 | 단위 |
참조 모델
(보철 분할 전) |
본 발명의 모델 | 재료의항복강도 |
| 뼈 | MPa |
60.99 | 51.89 | 60 |
| 임플란트 | 454.2 | 301.4 | 750 | |
| 임플란트 나사 | 214.6 | 181.1 | 795 | |
| 보철 나사 | 해당 없음 | 879.6 | 795 | |
| 보철물 | 183.4 | 해당 없음 | 659 | |
| 제1 보철부 | 해당 없음 | 171.0 | 659 | |
| 제2 보철부 | 해당 없음 | 127.8 | 659 | |
| 마이크로 갭 | μm | 5.5 | 4.45 | 해당 없음 |
| 변위 | 127 | 117.2 | 해당 없음 | |
| 스텝 시간 | 0.6 | 0.5 | 해당 없음 |
상기 표 1을 분석하면, 임플란트에서 얻은 응력이 참조 모델에서의 454.2MPa에서 본 발명에 따른 모델에서의 301.4MPa로 감소한 것을 관찰할 수 있다. 임플란트-접합부 연결에서 계산된 응력들을 비교하고, 참조 모델에 대해 보철 부분과 본 발명에 따른 모델에 대해 제1 보철부를 고려하고, 또한 임플란트 나사에 계산된 응력을 비교하여, 본 모델은 양쪽 파라미터들 모두에 대해 응력 값들 상의 감소를 나타낸다. 커넥터 레벨에서 보철 부분의 움직임을 기반으로 계산되고 불량한 맞춤(poor fit)에서 기인하지 않는, 수치 시뮬레이션에서 임플란트 플랫폼과 보철물 커넥터 사이의 거리를 나타내는, 마이크로 갭은 본 발명에 따른 모델에서 더 작은 값을 나타내며, 참조 모델에 대해 예측된 것보다 작은 진폭의 미세 움직임을 나타낸다.
이러한 결과는 생물학적 조직이 보존될 수 있고 보철 구성 요소들이 소성 변형 하에 응력 패턴을 보여주는 새로운 솔루션을 반영한다. 여기서 보철물은 치아를 나타내는 하나의 부분과 손실된 뼈를 나타내는 다른 부분의 두 부분으로 분할되며, 그 조립은 전단 나사(shear screw) 역할을 하는 보철 나사에 의하여 이루어진다.
예 2
뼈가 골 재구성(bone remodeling)에 적합한 응력 상태에 도달하기 전에, 더 큰 크기로 보철 나사의 전단 응력을 증가시켜 그것의 파손을 발생시킬 수 있다. 뼈에 가해지는 응력이 60MPa보다 높을 경우, 미세 손상이 복구되지 않은 채 축적되기 시작하고 망상골 형성이 층판골 형성을 대체하기 시작한다. 보철 나사의 작용을 희생 요소로 사용 가능하게 하기 위해서는, 보철 나사를 인가되는 하중의 수평 성분의 영향에 노출시켜야 한다. 이러한 힘 성분은 제2 보철부의 회전을 담당하는 요소로서, 제1 보철부의 회전보다 더 커서, 굽힘 및 전단 유도와 보철 나사의 인출(pull-out) 움직임을 초래한다.
표 2의 결과는 본 발명에 따른 시뮬레이션 모델로 설정되었으며, 여기서 수형 요소(5a)서는 돌출부가 암형 요소(6a)로서는 홈이 사용되었으며, 상기 홈은 돌출부 길이보다 더 깊다. 상기 모델은 평균적인 하악 어금니 및 전-구치의 임상적 크라운 높이를 시뮬레이션하기 위하여, 두 개의 커넥터(4), 25mm의 크라운 높이 공간, 6mm의 제2 보철부(2)의 높이로써 규격화되었다. 이러한 모델에서 M 1.4 보철 나사가 설계되었다. 시뮬레이션 중, 다음과 같은 재료들이 상기 부품들에 할당되었는데, 즉, 임플란트 나사에는 합금 Ti6Al4V, 보철 부품에는 코발트-크롬 합금, 임플란트에는 상용 순수 티타늄 그레이드 IV, 그리고 보철 나사에는 충전되지 않은 PEEK를 적용하였다.
| 부품 | 단위 | 본 발명의 모델 | 재료의항복강도 |
| 뼈 | MPa | 57.84 | 60 |
| 임플란트 | 204.1 | 750 | |
| 임플란트 나사 | 211.1 | 795 | |
| 보철 나사 | 98.37 | 98 | |
| 제1 보철부 | 192.0 | 659 | |
| 제2 보철부 | 117.0 | 659 | |
| 마이크로 갭 | μm | 4.57 | 해당 없음 |
| 변위 | 139.2 | 해당 없음 | |
| 스텝 시간 | 0.6 | 해당 없음 |
예 3
보철 나사에 대하여 인가 하중의 수평 성분의 영향을 증가시키는 또 다른 가능한 접근 방식은 제1 보철부(1)과 관련하여 제2 보철부(2)의 높이를 증가시키는 것이다. 이것은 토크 증가로 귀착되고, 따라서 보철 나사 수준에서 전단 응력이 더 높아진다.
아래의 표 3의 결과가 본 발명에 따른 시뮬레이션 모델로 설정되었으며, 여기서 제2 보철부(2)의 높이는 기존의 크라운 높이 공간의 절반에 해당하였다. 이 모델에서는 돌출부를 수형 요소(5a)로 사용하고 홈을 암형 요소(6a)로 사용하였으며, 상기 홈은 돌출부와 동일 길이를 가졌다. 이 모델은 두 개의 커넥터(4)와 25mm의 크라운 높이 공간으로 규격화되었다. 이 모델에서는 기존의 M 1.4 보철 나사를 사용했다. 시뮬레이션 중, 다음과 같은 재료들이 부품에 할당되었는데, 임플란트 나사에는 합금 Ti6Al4V, 보철 부품에는 코발트-크롬 합금, 임플란트에는 상용의 순수 티타늄 그레이드 IV, 그리고 보철 나사에는 충전되지 않은 PEEK를 적용하였다.
| 부품 | 단위 | 본 발명의 모델 | 재료의항복강도 |
| 뼈 | MPa | 34.49 | 60 |
| 임플란트 | 149.4 | 750 | |
| 임플란트 나사 | 154.8 | 795 | |
| 보철 나사 | 103.2 | 98 | |
| 제1 보철부 | 161.8 | 659 | |
| 제2 보철부 | 53.82 | 659 | |
| 마이크로 갭 | μm | 8.9 | 해당 없음 |
| 변위 | 136.2 | 해당 없음 | |
| 스텝 시간 | 0.3704 | 해당 없음 |
표 2 및 3에서 볼 수 있듯이, 유한 요소 분석(finite elements analysis)으로부터의 계산된 결과는 뼈 조직을 안전한 응력 영역에 배치하면서도 보철 나사는 탄성 한계를 극복하는 것으로 나타났다.
유한 요소 분석 중의 모든 근사, 가정 및 단순화로 인하여 상기 수치 모델이 실험적으로 검증되었다. 이러한 목적을 위해, 실험 모델을 설계하고 제작하였다. 수치 시뮬레이션에서도 사용되는 30도 경사 하중 모델의 선택은 저작으로 인한 생리적 힘을 균일화하도록 의도하였고, 그러한 경사가 최악의 시나리오에 해당하기 때문인 것으로 결정되었다. 더욱이, 이러한 기울기는 치과용 임플란트에 대해 피로 테스트를 규정하는 ISO 표준 14801에 명시되어 있다.
상기 수행된 시뮬레이션을 검증하기 위해 본 발명에 따라 제조된 모델은 기존 크라운 높이 공간의 절반으로 설정된 제2 보철부(2)의 높이로 구성되었다. 이러한 제조 모델에서, 돌출부가 수형 요소(5a)로 사용되고 홈이 암형 요소(6a)로 사용되었으며, 상기 홈은 상기 돌출부와 같은 길이를 가졌다. 상기 모델은 두 개의 커넥터(4)와 25mm의 크라운 높이 공간으로 규격화되었다. 이 모델에서는 기존의 M 1.4 보철 나사를 사용하였다. 이 모델을 제작하는 동안, 보철 부품은 코발트-크롬 합금으로, 임플란트 나사는 합금 Ti6Al4V로, 보철 나사는 충전되지 않은 PEEK로 준비하였다. 경제적인 측면을 이유로 임플란트 더미(implants dummies)는 일단 Ti6Al4V 합금으로 구성되었고, 상용의 순수 티타늄 그레이드 IV와 동일한 범위에서 탄성 특성을 보유하도록 하였다. 뼈 부분을 대체하는 수지(resin)는 ISO 14801 표준을 충족하는 에폭시이었다
최종적인 설정 형상을 형성한 후, 4개의 샘플을 의사-정적 하중 압축 테스트(quasi-static load compressive test)를 받도록 하였다. 적용된 부하 크기의 기록이 급격한 감소를 보였을 때, 테스트가 중단되었다.
테스트 중, 제2 보철부가 회전하여 제1 보철부 위로 미끄러져 혀쪽 측면 상에 개방된 관절을 생성하는 것이 확인되었다. 그 결과, 시료 1과 2의 충전되지 않은 PEEK 보철 나사는 나사 몸체의 직경 감소와 신장을 특징으로 하는 네킹(necking) 과정을 겪었고, 시료 3과 4에서는 해당 실험이 나사 파열로 끝나는 것을 관찰할 수 있었다. 모든 샘플에서 뼈를 대체하는 수지, 임플란트, 임플란트 나사 및 두 보철 부품들 모두는 손상없이 남아 있었다.
상기 샘플들이 보여주는 전술한 실험상 거동은 유한 요소 분석에서 보여주는 것과 같다. 제2 보철부는 혀쪽 개방 관절(lingual opened joint)을 생성하는 제1 보철부보다 더 큰 크기의 회전과 슬라이딩 움직임을 겪는다. 이 현상은 보철 나사에 재료 탄성 한계를 초과하는 전단 및 굽힘 응력을 발생시켜, 나사 변형(넥킹) 또는 부러짐을 초래한다. 동일한 하중에 대해, 상기 모델의 다른 구성 요소는 해당 재료의 항복 강도 하에서 응력을 나타낸다.
그럼에도 불구하고, 다른 대안적인 실시 예에 있어, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 보철 부품들은, 도 11에 도시된 바와 같이, 치아의 기하학적 구조와 같은 치아 및 뼈의 해부학적 특징을 포함한 후에 제조될 수도 있음을 당해 기술분야의 전문가라면 이해할 것이다. 도 11에 표현된 실시 예에서, 경사진 평면 모델은 해부학적 뼈 및 치아 특징을 고려하여 본 발명에 따른 치과 보철 시스템에 통합되었다.
더욱이, 본 발명에 따른 치과 보철 시스템은 외부 연결 임플란트와 내부 연결 임플란트 모두에, 예컨대, 플랫폼 이동 개념이 통합된 모스 테이퍼(Morse tapered) 형의 내부 연결 임플란트에 연결하기에 적합하다.
본 발명에 따른 치과 보철 시스템은 또한 중간 접합부, 예를 들어, 직선 또는 각진 다중-유닛 유형에 연결하는 데에도 적합하다.
본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 제1 보철부는 또한 합착(cemented) 방식에 의해 임플란트에 연결하기에도 적합하다.
본 발명에 따른 치과 보철 시스템의 제1 보철부는 또한, 각을 이루는(angulated) 나사 채널 개념을 통합할 수도 있다.
본 명세서에서 사용되는 것과 같이, "종 방향 또는 세로(longitudinal)"라는 용어는 상기 장치에서 가장 큰 치수에 포함되는 장치 또는 구성 요소의 절단면을 의미한다. 다른 한편으로, "횡 방향 또는 가로(transverse)"라는 용어는 상기 장치에서 가장 작은 치수에 포함되는 장치 또는 구성 요소의 절단면을 의미한다.
"약" 및 "대략"이라는 용어들은 지정된 수의 플러스 또는 마이너스 10%의 값 범위 내의 상태를 나타내는 것으로 이해하여야 할 것이다.
"실질적으로(대체로)"라는 용어는 실제 값이 원하는 값, 변수 또는 관련 한계의 약 10% 범위 내에, 특히, 상기 원하는 값, 변수 또는 관련 한계의 약 5% 범위 내에, 더욱 특히, 상기 원하는 값, 변수 또는 관련 한계의 약 1% 범위 내에 있는 상태를 의미하는 것으로 이해하여야 할 것이다.
전술한 주제는 본 발명의 단지 예시로서 제공되는 것으로서 이를 제한하는 것으로 해석되어서는 안 될 것이다. 또한, 본 발명에 따른 특정 실시 예들을 설명하기 위해 사용된 용어는 본 발명을 제한하는 것으로 해석되어서는 안 될 것이다. 전술한 설명에 사용된 바와 같이, 단수 형태로 된 정관사 및 부정 관사는, 해당 설명의 문맥이 명시적으로 반대를 나타내지 않는 한, 복수형도 포함하는 것으로 해석되어야 할 것이다. 본 명세서에서 사용될 때, "포함한다" 및 "갖는다"라는 용어는 특징, 요소, 구성 요소, 단계 및 관련 동작의 존재를 명시하지만, 다른 특징, 단계 및 동작의 가능성도 또한 고려된다는 점을 배제하지 않는다는 것을 이해하여야 할 것이다.
후술하는 청구범위의 필수적인 특징을 수정하지 않는 경우, 모든 변경들은 본 발명의 보호 범위 내에 있는 것을 고려되어야 할 것이다.
1 - 제1 보철부;
2 - 제2 보철부;
3 - 보철 나사;
4 - 커넥터;
5 - 수형(male) 요소;
6 - 암형(female) 요소;
5a - 수형 요소로서의 돌출부(projection);
6a - 암형 요소로서의 홈(groove);
5b - 수형 요소로서의 원뿔형 또는 원통형 연장부;
6b - 암형 요소로서의 원뿔형 또는 원통형 공동;
7 - 보철 나사 채널;
8 - 피질골(cortical bone)의 모델;
9 - 해면골(trabecular bone)의 모델;
10 - 임플란트 나사 채널;
11 - 볼쪽 측면(buccal face);
12 - 혀쪽 측면(lingual face)
2 - 제2 보철부;
3 - 보철 나사;
4 - 커넥터;
5 - 수형(male) 요소;
6 - 암형(female) 요소;
5a - 수형 요소로서의 돌출부(projection);
6a - 암형 요소로서의 홈(groove);
5b - 수형 요소로서의 원뿔형 또는 원통형 연장부;
6b - 암형 요소로서의 원뿔형 또는 원통형 공동;
7 - 보철 나사 채널;
8 - 피질골(cortical bone)의 모델;
9 - 해면골(trabecular bone)의 모델;
10 - 임플란트 나사 채널;
11 - 볼쪽 측면(buccal face);
12 - 혀쪽 측면(lingual face)
Claims (14)
- 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과용 보철 시스템에 있어서,
두 부분으로 나누어진 치과 보철물을 포함하되, 상기 치과보철물은,
근심(mesial), 원심(distal), 혀쪽(lingual) 및 볼쪽(buccal) 측면들과 상단부 및 하단부를 갖는 제1 보철부(1), 및 근심, 원심, 혀쪽 및 볼쪽 측면들과 상단부 및 하단부를 갖는 제2 보철부(2)를 포함하고; 그리고
보철 나사(3)를 가지며, 상기 보철 나사는 상기 제1 보철부(1)과 상기 제2 보철부(2)를 연결하고, 상기 보철 나사(3)는 희생 요소로 작용하며;
상기 제1 보철부(1)는 제1 보철부(1)의 바닥 부분에 배열된 적어도 두 개의 커넥터(4)를 통해 치과 임플란트에 연결될 수 있고; 그리고
결합 및 가이드 시스템을 가지되, 상기 결합 및 가이드 시스템은 제1 보철부(1)의 상단부에 배치된 두 개의 암형 요소(6)와 제2 보철부(2)의 하단부에 배치된 두 개의 상응하는 수형 요소(5)를 포함하고, 이에 의해 상기 두 개의 암형 요소(6)와 상기 두 개의 수형 요소(5) 사이의 연결이 해제 가능하게 구성되는 것을 특징으로 하는 치과용 보철 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 보철부(1)과 제2 보철부(2)로의 분할은 수평적이고, 상기 제2 보철부(2)의 높이는 기존 크라운 높이 공간의 20% 내지 80% 범위에 존재하는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항에 있어서,
상기 제1 보철부(1) 및 상기 제2 보철부(2)로의 분할은 5도 내지 25도 사이의 범위의 경사를 가지며, 여기서 상기 경사는 상기 제1 보철부(1)의 하단부 또는 상기 제2 보철부(2)의 상단부에 의해 형성되는 수평면과 관련되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제2 보철부(2)의 높이는 상기 제2 보철부(2)가 기존의 크라운 높이 공간의 세로 평면을 따라 가장 높은 측면에서 5mm 이상인 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
크라운 높이 공간은 5mm 이상인 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제1 보철부(1)는 제1 보철부(1)가 대체하고자 하는 뼈 및 잇몸(gingiva)의 치수를 가지며, 상기 제2 보철부(2)은 제2 보철부(2)가 대체하고자 하는 손실된 치아의 치수를 가지는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 특징으로 하는 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
결합 시스템이 수형 요소(5a)로서 두 개의 돌출부 및 암형 요소(6a)로서 두 개의 대응하는 홈으로 구성되고, 여기서 수형 요소로서 상기 두 개의 돌출부(5a) 및 암형 요소로서 상기 대응하는 두 개의 홈(6a)은 각각 제2 보철부(2) 바닥 부분 및 제1 보철부(1) 상부를 따라 각각 가로로 배열되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제7항 중 어느 한 항에 있어서,
암형 요소(6a)로서 상기 대응하는 두 개의 홈은 수형 요소(5a)로서의 상기 두 개의 돌출부의 길이보다 더 깊은 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과용 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과용 보철 시스템. - 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 결합 시스템은 수형 요소(5b)로서 두 개의 원뿔형 또는 원통형 연장부 및 암형 요소(6a)로서 두 개의 대응하는 원뿔형 또는 원통형 공동으로 구성되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 있어서,
암형 요소로서의 공동(6b)은 커넥터들(4)로 이어지는 채널들에 대응하되, 상기 채널들(10)은 10) 임플란트 나사들을 삽입하는 데 사용되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과용 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 보철 나사(3)의 재료는 금속, 합금, 세라믹, 폴리머 또는 강화 폴리머로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 보철 나사(3)의 재료는 티타늄 합금, 예를 들어, 티타늄 그레이드 V 합금(Ti6Al4V), 코발트-크롬 합금, 지르코니아 및 폴리에테르 에테르 케톤(polyether ether ketone)으로부터 선택되고, 여기서 상기 폴리에테르 에테르 케톤은 선택적으로 강화되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제12항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제1 보철부(1) 및 상기 제2 보철부(2)의 재료는 금속, 합금, 폴리머, 강화 폴리머 또는 세라믹으로 이루어진 그룹으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템. - 제1항 내지 제13항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 제1 보철부(1) 및 상기 제2 보철부(2)의 재료는 티타늄 합금, 예를 들어, 티타늄 그레이드 V 합금(Ti6Al4V), 코발트-크롬 합금, 티타늄, 세라믹 재료를 대표하는 지르코니아, 중합체 재료를 대표하는 폴리에테르 에테르 케톤(polyether ether ketone: PEEK)으로 이루어진 그룹으로부터 선택되고, 여기서 상기 폴리에테르 에테르 케톤은 선택적으로 탄소 섬유 또는 유리 섬유로써 강화되는 것을 특징으로 하는 적어도 두 개의 치과 임플란트와 함께 사용하기 위한 치과 보철 시스템.
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