專利名稱：用于被固定在自然牙齒部分或牙齒上的制劑和相應的固定方法
技術領域：
本發(fā)明屬于牙科醫(yī)學領域并涉及第一個獨立專利權利要求的序言的制劑。根據本發(fā)明的制劑適合于緊固于自然牙齒部分或牙齒上，尤其它適合作為承受載荷的牙齒部分的人工替代品。本發(fā)明此外涉根據相應獨立專利權利要求的序言的方法，該方法用于將制劑緊固在自然牙齒部分或牙齒上，尤其用作承受負荷的牙齒部分(例如牙髓修復)的替代品，其中根據本發(fā)明的制劑緊固于仍然存在的自然牙齒部分上或錨固于其中。
從仍然至少部分地存在的牙齒、即從自然牙齒部分開始的和其中另一個自然牙齒部分被人造牙部分替代的牙齒修復是，例如，有鉆孔牙齒的填充，鑲補物的插入，牙冠的安置，橋基(在牙冠和牙根之間的界面)，橋，在自然牙根(tooth stumps或tooth roots)上的部分修復術結構件(在牙根和修補物之間的界面)，緊固用牙根插件或類似物的固定，在自然牙根或它的部分中的人造牙，橋，構造元件或牙齒修復物。另一方面，它還已知將飾面、珠寶元件或牙齒校正線的固定元件緊固在完整的自然牙齒上。
為了根據現(xiàn)有技術的狀態(tài)來填充鉆孔的自然牙齒，將牙冠放置于自然牙根上和將齒根插件緊固在自然牙根中，金屬、聚合物、陶瓷材料或復合材料的各個部件(填充體，牙冠，齒根插件)借助于聚合物膠接劑被緊固在自然牙齒部分之上或之中。該膠接劑是以粘性狀態(tài)施用和然后就地例如用紫外光來固化。在完全固化后，這些膠接劑能夠滿足(如同用它幫助所緊固的部分一樣)牙齒所承受的高負荷的要求。
然而膠接劑的固化常常必然伴有收縮。該收縮常常引起在自然和人造牙部分之間的開裂，水分和細菌穿透進入該裂紋中。此外，膠接劑因為水分而膨脹，使得不可逆轉地損壞該牙齒。該細菌在自然牙齒部分上引起齲齒。此外，該固化的膠接劑通常是非常脆性和由收縮和/或溶脹所引起的應力不能減少或僅僅由裂縫的形成來減少。由于上述現(xiàn)象，借助于例如聚合物膠接劑所固定的牙齒填充物相對于汞齊填充物而言是較少有毒的但持續(xù)時間不太長。
為了使膠接劑收縮率變得盡可能的小，該膠接劑在應用時早已部分地交聯(lián)。然而收縮問題的這種解決方案具有非常大的限制，因為施加在其上的膠接劑交聯(lián)越多，它的粘性越大和因此更難以可靠地放置這一膠接劑使得它完全地填充所要填充的空腔。
在出版物US-5244933中建議在牙科領域中使用聚合物膠接劑，它含有高份額的非有機的顆粒以改進在固化條件下它們的機械性能。這些膠接劑是高度粘性的，和因此通過施加高頻振動就地將它們調節(jié)到改進的流動條件。這一效果是以此類膠接劑的觸變性能為基礎的和相應的液化沒有產生熱顯影。然而，收縮的問題根本沒有解決。
收縮不能被容忍，例如對于牙小管密封的情況而言。因此之故，上述膠接劑無法用于這一目的，但是取而代之，可以使用例如古塔波膠或具有與古塔波膠類似的性能的其它熱塑性聚合物。為了施用于牙根管中，聚合物升溫至塑性條件和為了再固化而讓它足夠地冷卻。由于在這種情況下的收縮顯著地小于由交聯(lián)固化所引起的收縮。密封牙根管的此類方法例如描述在出版物US-3919775和US-4525147中。根據這些出版物，古塔波膠栓塞被引入該牙根管中。它然后通過加熱和/或超聲波來全部地調節(jié)至塑性條件并被迫進入該小管中。這在沒有過度的熱載荷下也是可能的，只要該材料具有低的軟化溫度(古塔波膠70-100℃)就行。該軟化溫度因此限制材料選擇。古塔波膠栓塞的作用是牙根管的密封。該栓塞根本不是機械填充的。實際上，由于該材料的有限的機械強度，它不能夠以機械方式填充，即使如在US 4525147中所建議的那樣它含有碳纖維。
公開物US-5803736也描述了牙根管的澆鑄料的生產，其中生產收縮率不能容忍。建議使用在加熱和因此塑性條件下施加的熱塑性聚合物。為了防止對自然牙齒部分的熱破壞，所使用的聚合物限于具有50-70℃的軟化溫度的那些。聚己酸內酯被建議是特別有利的，因為它具有55-65℃的軟化溫度和大約400MPa的彈性模量。顯然，此類聚合物無法勝任在牙科領域中的負荷承受功能。
許多已知的牙根插件具有圓形橫截面和直軸并處于具有圓形橫截面和直軸的相應鉆孔中，該鉆孔是在牙根中形成的用于放置該插件。因為牙根既不具有圓形橫截面也不具有直軸，該鉆孔和插件可以僅僅具有非常有限的尺寸，和仍然，視情況而定，牙根的較大部分必須通過產生鉆孔被除去。這對于固定的牙根插件的穩(wěn)定性設置窄的限制。
本發(fā)明的目的是獲得一種被緊固于自然牙齒部分或牙齒上的制劑，尤其用于替換承載負荷的牙齒部分，和獲得將制劑緊固于自然牙齒部分或牙齒上的方法，尤其為了由根據本發(fā)明的制劑代替承載負荷的牙齒部分。該制劑和方法使得有可能避免以上所列出的收縮問題和由于緊固或牙齒修復分別的收縮所引起的使用壽命限制。根據本發(fā)明的制劑和方法不需要比起著相同作用的已知制劑和方法更多的工作付出，但是相反地至少對于專門應用也帶來了有關工作付出的優(yōu)點。
本發(fā)明基于這樣一種認識有可能在自然牙齒部分或牙齒(牙本質和/或釉質)的表面與在液體或至少塑性條件下具有熱塑性的材料之間產生主動適配(positive-fit)和/或材料適配(material-fit)連接，該連接能夠滿足在牙科領域中的機械、化學和生物要求。它進一步基于以下認識現(xiàn)有能夠滿足承載負荷的牙齒部分的強度要求的具有熱塑性的已知材料，和有可能用該此類材料產生所述的連接但沒有了被修復牙齒部分的不合理的熱載荷，如果為了產生該連接所需要的最低量的具有熱塑性的材料被液化的話。
為了產生所述的主動適配和/或材料適配連接，從通過機械振動進行熔合的方法(例如超聲波熔合)派生了一種方法。這些熔合過程基本上基于利用例如在超聲波范圍內的頻率和在約1-200μm范圍內的振幅來振動熱塑性塑料的結構體或具有熱塑性塑料的表層區(qū)域的結構體，和同時讓結構體以逐點方式或在小的表層區(qū)域中(能量導向器)與另外的表面接觸。在接觸區(qū)域中會在振動材料中產生應力集中，和由于這些應力集中，該材料(即使它具有比較高的軟化溫度)處于塑性或液體狀態(tài)，這樣在合適的材料配對(例如；兩種可混合的熱塑性塑料)的條件下，實現(xiàn)了熔合連接。
根據本發(fā)明的制劑至少部分地由具有熱塑性能的材料組成并且它是以極少地減弱機械振動的方式來設計，使得該材料僅僅在應力集中的位置上利用機械振動被液化，這與超聲波熔合的情況一樣。利用從超聲波熔合技術中已知的能量導向器產生應力集中的定位，后者需要提供或存在于制劑的外表面(以及內表面，視情況而定)上，或在與該制劑接觸的自然牙齒部分的表面上。
具有熱塑性能的材料所連接到的另一表面是自然牙齒部分的表面并且由都不適合于熔合連接的牙本質和/或釉質組成。然而這些表面具有某些結構(宏觀，微觀和/或分子的)或提供了此類結構，由機械振動液化的材料與它進行密切地接觸，在固化之后它與這些結構形成主動配合和/或材料配合連接。
用于根據本發(fā)明的制劑中的材料或材料體系必須具有聲波傳導性能和足夠低的阻尼作用，以使該制劑能夠振動。典型地這需要至少約0.5GPa的彈性模量。損耗因子應該足夠的高以便在應力集中的區(qū)域中發(fā)生液化。已經表明，對于根據本發(fā)明的牙齒修復，具有至多約350℃的軟化溫度的熱塑性材料是適用的，其中該機械振動是以大約0.1到10秒施加。熱量和曝光時間保持如此的小，以致于預計不會發(fā)生牙本質或周圍的有生命的組織的熱損傷。
對于彈性模量和軟化溫度的所述條件通過具有熱塑性能的許多材料(具有熱塑性組分的熱塑性塑料或復合材料，在下面稱作熱塑性材料)來實現(xiàn)，該材料不僅滿足負荷承載或負荷傳輸的牙齒部分的機械強度要求而且早以用于其它醫(yī)學應用中。
根據本發(fā)明的制劑的表面的至少一部分由熱塑性材料組成，其中在修復時，這一表面區(qū)域與需要修復的牙齒部分的表面或與牙齒發(fā)生接觸或能夠與該表面或牙齒接觸。此外，根據本發(fā)明的制劑可以包括適合在熱塑性材料的表面區(qū)域中作為能量導向器的成型結構，即投影超出該表面剩余部分的至少0.5um的邊緣，尖頭，整體形成的部分或粗糙度。然而能量導向器的作用也可以通過被修復的牙齒部分的合適成型結構或該制劑的另一部分來確保。
制劑表面的區(qū)域(振動經由它偶聯(lián)到制劑上)有利地進行設計，使得在其中沒有產生應力集中。
為了修復，該制劑被放置在需要修復的自然牙齒部分或牙齒之上或在牙齒之中，然后通過合適的方式，例如通過超聲波裝置的超聲焊極(可能的話經由聯(lián)結器)進行振動，和與此同時它被壓在自然牙齒部分或牙齒上。合適的頻率是在2-200kHz(尤其20-80kHz)之間，合適的振蕩幅度是在1-200μm之間。實驗顯示，以0.2到20W/每平方毫米的活性表面的振動功率獲得良好的結果。該熱塑性材料局部地(尤其在其與自然牙齒部分接觸的表面上或接近這一表面)被傳輸到該制劑的振動所液化并與自然牙齒部分或牙齒的表面緊密接觸，據此產生了主動適配和/或材料適配型連接。振幅和功率與特定類型的根據本發(fā)明的制劑的最佳匹配可通過實驗來確定。理想地，振幅，功率和制劑彼此需要以一種方式匹配以使得聲波功率最佳地傳輸到制劑的表面上。
在自然牙齒部分的表面與根據本發(fā)明產生的熱塑性材料之間的連接尤其是通過將該液化材料壓入到孔隙和表面不規(guī)則處，可能的話自然牙齒部分的下部凹陷中所形成的主動適配型連接。然而還可能有通過粘合劑或內聚性交換力所引起的材料適配型連接。在全部的情況下，為了產生這些連接，自然表面與該液化、熱塑性材料的緊密潤濕是需要的。
為了改進該潤濕或為了改進分別產生的連接，可以合適地準備好相關的自然表面。例如，釉質表面或牙本質表面可以變粗糙以實現(xiàn)主動適配(有利的粗糙度0.5-500μm)。為了實現(xiàn)改進的主動適配型連接，也可以在牙本質或釉質的表面上產生保留結構，例如線圈(convolution)，皺紋，具有0.1-2mm的深度的凹口和可能的下部凹陷。在放置根據本發(fā)明的制劑之前，該自然表面可以蝕刻和/或用合適的打底劑預處理，以改進自然表面被熱塑性材料的潤濕性和/或實現(xiàn)提高的粘合劑交換力。在牙本質或釉質表面的預處理之前或與該預處理一起，這些表面能夠以本身已知的方式進行密封?？蓱玫拇虻讋w系(primer system)包括，以本身已知的方式，與自然牙齒材料和/或分子官能團(與在熱塑性材料的一側上的相應官能團配合)反應的化學反應活性化合物。此類配合官能團例如是兩面的極性的匹配以提高交換力，互穿低聚物或當通過振動、光、熱或化學活化來活化時以化學方式結合兩面的反應活性組分。
用于根據本發(fā)明的制劑的合適熱塑性材料例如是聚烯烴，聚丙烯酸酯，聚甲基丙烯酸酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚酰胺，聚酯，聚氨酯，聚砜，聚芳基酮，聚酰亞胺，聚苯基硫化物，液晶聚合物(LCP)，聚縮醛，鹵代聚合物，尤其鹵代聚烯烴，聚苯硫醚，聚砜或聚醚。相應共聚物或聚合物混合物也適用。所述的熱塑性塑料也能夠以填充狀態(tài)(具有熱塑性組分的復合材料)，即含有玻璃，陶瓷材料、碳或聚合物的纖維、晶須或顆粒來應用，其中該裝料可以是均勻的或具有梯度。合適的填料體系在牙科領域中是已知的并可以從工業(yè)應用中獲知。
包括作為熱塑性材料例如脂肪族聚酰胺的制劑的打底劑體系一方面被配備來實施再酰胺化或與聚酰胺的脂肪鏈連接，這是粘合劑技術領域中已知的，和另一方面與傳統(tǒng)的牙科打底劑一樣用于與牙本質或釉質的連接。該打底劑體系可以包括兩種相容性的打底劑或兩種功能都能夠在僅僅一種載體分子上實現(xiàn)。
具有熱塑性能的材料可以按照本身已知的方式具備起抗菌作用或以變性方式起作用的試劑，或具備X射線吸收劑，或它可以含有顏料。
根據本發(fā)明的制劑例如具有被放置在鉆孔牙齒內的牙齒部件(牙齒填充物)，結構元件，被放置在牙齒根上的牙冠，架橋，部分或完全修補物，橋基，被插入到可能預先機器加工的自然牙根中的牙根插件(該牙根插件用于緊固假牙、架橋、橋基、結構元件或修補物)的形狀，或它具有被放置在牙齒上的元件的(例如飾面，加帽，珠寶飾品，固定件)的形狀。根據本發(fā)明的制劑例如是單件式并僅僅由熱塑性材料組成，或它包括這一材料的至少表面區(qū)域而其它區(qū)域由滿足有關機械強度和振動能力的要求的另一種材料組成。早以用于牙科醫(yī)學中的金屬或陶瓷材料，聚合物，或復合材料適用于這一目的。
由兩種不同的材料(其中的一種具有熱塑性能)組成的根據本發(fā)明的制劑可以包括兩個或多個部分，其中由熱塑性材料組成的制劑部分位于在自然牙齒部分或牙齒與例如由陶瓷或金屬組成的制劑部分之間。
根據本發(fā)明的制劑和方法相對于上述已知牙齒修復方法而言的主要優(yōu)點是在修復時必須塑化或液化的材料的顯著降低的收縮，這一材料發(fā)生蠕變消除該卸載內應力但沒有裂縫形成的固有能力，和這一材料對水分的固有不敏感性。這三種性能導致修復牙齒的高穩(wěn)定性和高壽命期望值。附加的優(yōu)點是處于液化或塑性狀態(tài)的熱塑性材料能夠補償在自然牙齒部分與制劑之間的誤差，而這對于使用已知的制劑幾乎是不可能的這一事實。這意味著根據本發(fā)明的制劑所需要的精確度低于已知的此類制劑所需要的精確度。
與上述已知方法相比，根據本發(fā)明的方法可具有較少的方法步驟(沒有固化步驟)，需要較少時間且是更經濟的。根據本發(fā)明的修復的附加優(yōu)點在于下面的事實屬于固化該熱塑性材料的唯一必需步驟的冷卻是可逆的。這意味著有可能重復應用機械振動以消除例如在自然和人造的牙齒部分之間的或在人造牙齒部分之內的裂紋，因此以非常簡單的方式反轉該修復。還應該有可能通過超聲波焊接來修補空缺的部分。這意味著根據本發(fā)明的修復能夠以非常簡單的方式修正或修理。
根據本發(fā)明的方法和根據本發(fā)明的制劑的舉例性實例將結合下面的附圖來詳細描述。在前面的段落中描述的觀察結果和根據本發(fā)明的制劑的附加特征因此適用于全部的實施方案形式。


圖1顯示了用于填充鉆孔牙齒(縱剖面)的根據本發(fā)明的制劑的四個舉例性實施方案；圖2顯示了用根據圖1的制劑填充的牙齒(縱剖面)；圖3顯示了借助于根據本發(fā)明的制劑來實施的牙齒根的添加牙冠(縱剖面)；圖4顯示了根據本發(fā)明的制劑的實例，該制劑具有以被緊固在適當準備的、自然的牙根中的牙根插件的形式(縱剖面)；圖5顯示了根據本發(fā)明的制劑的附加的、舉例性的實例，該制劑按照與牙根插件同樣的方式用于將人造牙，橋，橋基，結構元件或修補物緊固在自然牙根上(縱剖面)；圖6和7顯示了根據圖5的制劑的遠離端的兩個舉例性的實例；圖8顯示了呈現(xiàn)被放置在自然牙根上的人造牙齒形式的根據本發(fā)明的制劑的另一舉例形式的實例(縱剖面)；圖9顯示了呈現(xiàn)被放置于牙齒上的珠寶元件形式的根據本發(fā)明的制劑的另一舉例性質的實例。
圖1顯示了可以用根據本發(fā)明的結構元件填充或配備該結構元件的多個牙齒空腔的例子，牙齒1例如因為齲齒而鉆孔和因此具有需要填充的開口2。牙齒1沿著它的縱軸橫截顯示。它包括生長到頜的骨組織3中的牙根4和伸出在頜骨外的牙冠5并涂有釉質6。牙齒的支持元件是牙本質7，由多孔牙本質組成。在牙本質7之內有充滿包括脈管系統(tǒng)和神經的結締組織(牙髓)的牙齒空腔。開口2延伸穿過釉質6進入到牙本質7中，即它在開口2內具有可及表面，該開口具有開放孔隙結構。另外，在開口中的牙本質表面和釉質表面可進行預處理(例如變粗糙，結構化，蝕刻或打底劑處理)以改進在自然牙齒部分和所應用的制劑之間的連接。
為了根據本發(fā)明修補在圖1中所示的鉆孔牙齒1，開口2填充了例如在鉆孔牙齒1以上所示的制劑10，11，12，13中的一種。
制劑10包括已知的填充基體材料的基體10.1和由熱塑性材料組成的和完全或部分地覆蓋基體10.1的表面的接觸層10.2。例如，當制劑放置在開口2中時，制劑的面向外的那一側不含熱塑性材料。該制劑10在尺寸上要求它能夠至少部分地放置在開口2中，基本上沒有使用力。
將制劑10放置在開口2中和然后通過使用生產機械振動的設備的共振器(未顯示)，例如通過使用超聲波裝置的超聲焊極，用機械振動來激發(fā)，和與此同時將制劑壓入到開口2中。在超聲焊極和制劑之間放置偶聯(lián)件，該偶聯(lián)件包括在其面對制劑的一側上的該制劑表面的一種反轉面和在其面對超聲焊極的一側上的一表面，后者是均勻的并且就尺寸而言適合于標準超聲焊極。因此，接觸層10.2的材料至少部分地液化并利用所施加的壓力與釉質6和牙本質7緊密接觸，這導致了正面適配和粘合劑連接。視情況而定，該制劑同時被進一步推擠進入到開口2中。當制劑基體10.1已經足夠地推擠進入到開口中時和熱塑性材料不再能夠壓入到孔隙和不規(guī)則處之中(例如由材料在釉質和基體10.1之間壓出來識別)時，停止振動激發(fā)。同時理想地維持加壓的壓力，直至熱塑性材料再固化為止。在熱塑性材料的固化之后，基體10.1可以使用已知的牙科技術來與最初牙齒的形狀適配。同時，如果需要的話，接觸層10.2可以從制劑基體10.1的頂部上除去。
同樣適合于填充牙齒開口1的制劑11與制劑10的區(qū)別僅僅在于代替緊固于基體上的接觸層，它包括單獨的接觸膜11.2，后者與基體11.1獨立地施涂并由具有熱塑性能的材料組成。在放置基體11.1之前或同時，接觸膜11.2進入開口中。
該制劑12包括在牙科醫(yī)學領域中已知的高度粘性復合材料的制劑基體12.1(例如可通過例如光，熱或超聲波固化的膠接劑，或ormocer狀體系)。該制劑基體12.1被包圍在熱塑性材料的優(yōu)選柔性的接觸層12.2之中。制劑基體12.1和接觸層12.2的材料彼此在一定程度上相匹配，使得在它們之間形成連接(例如通過硅烷化，表面活化，反應活性基團在接觸層的一側上的接枝聚合)。
制劑12相對于制劑10和11的優(yōu)點在于以下事實它比以前描述的制劑在更大程度上與開口2的形狀適配。復合材料必然有的收縮的缺點是由在固化的復合材料和熱塑性材料之間的連接來彌補，這導致下列事實由膠接劑的收縮引起的應力可以傳輸到熱塑性材料中并通過松弛或蠕變來釋放。
該接觸層12.2也可以是相對剛硬性的并通向頂部，這樣牙科醫(yī)生能夠用膠接劑填充它。在這種情況下有利的是用覆蓋元件(例如聚四氟乙烯薄膜，金屬膜，金屬元素，等等)覆蓋膠接劑以施加振動。
該接觸層10.2或12.2或接觸膜11.2有利地具有約0.01到1mm的厚度。但不一定要求接觸層或膜在所有位置上具有相同的厚度和覆蓋與自然牙齒部分接觸的制劑的全部表面。有利地，它包括，在面對牙本質的一個表面上，伸出了至少1μm的呈現(xiàn)肋線，錐體，圓錐體，半球等形式的能量導向器。能量導向器的作用也可以由牙本質/釉質表面來提供。對于制劑11包括接觸膜11.2的情況，也可以為制劑基體11.1的表面配備能量導向器。
如前面早以描述的接觸層10.2或12.2或接觸膜11.2的熱塑性材料可以含有與自然牙齒材料或與沉積在其上的打底劑反應的樹脂以形成化學粘結。
同樣適合于填充開口2的制劑13不包括不具有熱塑性能的材料的和被接觸層或膜包圍的制劑基體，但是它完全地由熱塑性材料組成，理想地由填充的熱塑性塑料組成，其中填充的程度可以從制劑的周邊向著它的中心增加。該熱塑性材料可以另外含有在牙齒填充物的技術領域中已知的顏料。該制劑13比制劑10和11更好地與開口2的形狀適配，因為熱塑性材料的可用量是較大的。
該制劑13尤其適合于緊固結構元件，即用作安放修補物的底座的元件。為此目的，它包括例如在一側上當被放置時位于牙齒表面上的鉆孔，在制劑的緊固之前或之后將結構元件融合(weld)在鉆孔之中。
如上所述的空腔2可以用制劑10到13中的一種填充。它也可以用幾種相同或不同的制劑填充，其中放置第一制劑和對其施加機械振動。然后放置第二制劑和對其施加機械振動，諸如此類。
如果該開口不僅僅可以從端面進入(如圖2中所示)，而且可以從側面進入，則當施加制劑10到13和之后除去它時，理想的是使用現(xiàn)有技術中已知的輔助設備(例如套筒)。這一輔助設備具有內表面，在該內表面上熱塑性材料沒有液化或能夠容易地從內表面上分離。在開放的一側，當放置制劑和緊固時，除去接觸層或膜。
圖2顯示與圖1相同的牙齒，但是具有填充了制劑10或11的開口2并在可能必要的外表面與牙齒的最初形狀的適配之后。圖2進一步以放大的比例顯示了連接到牙本質上的接觸層10.2或接觸膜11.2，即在將熱塑性材料液化和壓入到牙本質7的孔隙中之后。從這一詳細圖可以識別出通過將熱塑性材料液化和將其壓入到牙本質和(視情況而定)釉質的孔隙或表面不規(guī)則處之中所產生的在牙齒部分和制劑之間的正面適配。該正面適配確保了制劑的很穩(wěn)定的錨固作用。同樣地從放大的詳細圖中可以看出，理想的是以某種方式設計制劑基體10.1或11.1的表面，該方式使得在基體的材料和熱塑性材料之間的同樣的正面適配(或還有粘合劑連接)是可能的。為此，制劑基體10.1或11.1的表面可以適當地設計粗糙(約0.5-50μm的粗糙度)或可以在被熱塑性材料包圍的一側上提供合適的表面結構。還可以想象到制造多孔性，例如燒結的材料(具有10-300μm尺寸的孔隙，孔隙度為2-80％)的制劑基體10.1或11.1的相應表面。
圖3顯示了根據本發(fā)明的制劑的另一實施方案，人造牙冠14被放置在自然牙齒根20上。牙冠14包括已知用于此目的的材料(例如牙齒用合金，塑料，復合材料，陶瓷化合物)的牙冠基體14.1。在牙冠和牙本質7之間再次放置接觸層14.1，后者由熱塑性材料組成并被設計成牙冠基體14.1的涂層(制劑10的接觸層10.1的類似物)或設計成單獨的接觸膜(制劑11的接觸膜11.2的類似物)。該接觸層14.1通過機械振動激發(fā)和加壓被連接到牙齒根的牙本質7上，和視情況而定，也可以按照與圖2中所示類似的方式被錨固在牙冠基體14.1的相應表面結構中。該制劑14不僅僅是牙冠，而且同樣地可以是橋，橋基，結構元件，修補物或部分修補物。
圖4顯示了根據本發(fā)明的制劑的又一個實例15，它具有用于牙冠，架橋，橋基，結構元件或修補物的緊固件基體(例如牙根插件)的形狀和功能和它被放置和緊固于適當準備(鉆孔)的牙根中以及人造牙，橋，橋基，結構元件，部分修補物或完全修補物被緊固于它。該制劑包括制劑基體15.1和接觸層15.2或接觸膜，但也可以完全地由熱塑性材料組成。制劑15按照與根據圖1和2的牙齒填充物10、11或13同樣的方式來設計。這些圖的敘述因此也適用。在它的近端，該制劑配有緊固件，例如以具有內部穿線的袋狀孔來顯示。該緊固件當然也可以在制劑已經放置和緊固于牙根中之后來產生。
圖5顯示了根據本發(fā)明的制劑的另一個例子16。它再次是用于緊固另外的、人造的牙齒部分(牙根插件)的制劑和因此包括緊固基體16.1。該緊固件基體16.1由適合于負荷承載功能的材料例如鈦組成。安放在緊固件基體上的牙根部分16.2包括芯16.3(例如鈦線)(理想的是彈性或塑性可變形的和因此可以適配于特定的牙根管)和包封該芯16.3的熱塑性材料的覆蓋物16.4。該牙根部分16.2至少部分地放置在適當準備的自然牙根的空腔中(例如容納緊固件基體的鉆孔)并適應于這一空腔的形狀。伸出到牙根4之外的緊固件基體16.1然后用機械振動激發(fā)和壓住牙根4，這樣坐入到在牙根4的表面上適當準備的底座30中，和牙根部分被推擠盡可能深地進入到牙根的空洞中。同時該覆蓋材料至少部分地液化和與牙小管形狀適配以及熱塑性材料連接到牙本質上。
該制劑16也可以被設計具有多個被緊固在臼齒牙根上的牙根部分16.2。對于本申請，特別有利的是覆蓋物16.4的熱塑性材料被配備抗菌或變性試劑。
圖5顯示了處于其緊固狀態(tài)下的制劑16，即在用機械振動處理之后。該緊固件基體坐落于它的底座30中。牙根部分16.2的芯16.3坐落于被覆蓋物16.4包圍的牙根4的空洞中，它的熱塑性材料至少部分地被壓入到牙本質7的孔隙和表面不規(guī)則處和因此被錨固在自然牙根中。為了實現(xiàn)在芯16.3和覆蓋物16.4之間的良好連接，有利的是為芯16.3配備合適的表面結構(未顯示)。
對于根據圖5的制劑，特別有利的是為覆蓋物16.4的材料配備用于消除保留在牙小管中的髓質的消極效果的抗生素或防腐劑。
芯16.3和覆蓋物16.4兩者由熱塑性材料組成，其中填充在芯區(qū)域中的增強材料具有比在覆蓋物區(qū)域中更大的份額。
圖6和7顯示了根據圖5的制劑16的遠端的兩種變型，它們經過設計可以防止牙根部分16.2太深入地進入牙根空洞中，和/或防止液化材料從牙根空腔中壓擠出來。根據圖6，該芯16.3包括限制進入牙根管和/或作為密封劑和還使得牙根部分16.2的位置在X射線照片中清楚可見的增稠部分16.5。根據圖7，軟性材料(例如古塔波膠)的栓塞16.6排列在該制劑的遠端。如果合適的話，栓塞16.6通過制劑的振動而達到塑性條件和因此密封牙根管的內部開口。
圖8顯示了根據本發(fā)明的制劑的另一個實施方案17。該制劑具有被放置到自然牙根4之上的人造牙的形狀。該制劑17具有牙冠部分17.1和連接部分17.2，其中牙冠部分17.1由適合于人造牙齒的材料組成和連接部分17.1至少部分地由熱塑性材料組成。被緊固在牙冠部分17.1上或可以獨立地施涂的連接部分17.2例如形成為平板或一片膜或它包括，正如所示，牙根附件17.3，后者至少部分地可放置于牙根4的空洞中和它在可放置于牙根表面上的連接板17.4上整體形成。屬于它的一部分的連接板17.4通過由制造商或由牙科醫(yī)生將制劑緊固在自然牙根中所實現(xiàn)的正面適配而被連接到牙冠部分17.1上。圖8的制劑17在位于牙根4上的頂部上(即在機械振動的應用之前)和在緊固條件下(即在機械振動的應用之后)被顯示。
為了將其緊固在牙根中，制劑17放置在所準備的牙根4上以使得牙根附件17.3至少部分地處于牙根空腔之中。然后對制劑施加振動，例如利用超聲波設備的超聲焊極50來施加振動。
如果可應用的話，偶聯(lián)件51被放置在超聲焊極50和牙冠部分17.1之間，該偶聯(lián)件一方面適配于超聲焊極50和另一方面適配于牙冠部分17.1。為了有利于偶聯(lián)元件51和牙冠部分17.1的放置，這些能夠以可逆的方式，例如通過真空或通過粘合劑來連接。
對于首先兩個部分被放置和然后整體進行振動的兩部分制劑，其中連接基體17.2的熱塑性材料局部地液化，尤其在其與牙本質的接觸位置上。同時它被進一步推擠進入到牙根4的空洞4中。如果這樣設計，連接基體17.2的熱塑性材料也在其與牙冠部分17.1之間的接觸表面上發(fā)生液化并加壓進入到適當準備的表面結構中，這與圖2相結合所描述的情況相同。還有可能首先放置連接基體17.2，然后利用振動將它連接于牙根和然后僅僅放置牙冠部分17.1和再一次利用振動將它連接于連接基體17.2上。
按照在圖8中所示和所描述的方式相類似的方式，人們不僅可以將牙冠部分緊固于自然牙根而且將其它人造牙部分緊固在自然牙齒部件之中的為了該目的所產生的空腔中。
圖9顯示了緊固了珠寶元件例如切削鉆石的一個完全的自然牙齒，其中在本發(fā)明范圍內的珠寶元件的后側攜帶具有熱塑性能的材料層或合適的膜被放置在牙齒和珠寶元件之間以實施緊固。同樣地，其它元件如飾面，加帽和固定元件可以緊固于牙齒，例如用于牙齒矯正的線的緊固元件。
權利要求
1.被緊固在自然牙齒部分或牙齒上，尤其用于替代承載負荷的牙齒部分的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)，該制劑可放置在自然牙齒部分之中或在自然牙齒部分或牙齒之上，特征在于該制劑包括具有熱塑性能的材料的至少一種區(qū)域(10.2，12.2，14.2，15.2，16.2，17.2)或一個部分(11.2)，其中這一材料構成了制劑表面的至少一部分或可以放置而構成制劑表面的至少一部分，和該制劑具有某些振動性能，其中阻尼損耗是如此的小以致于局部應力集中是利用振動液化該材料所需要的，其中該制劑被設計的方式使得應力集中僅僅出現(xiàn)在制劑表面的區(qū)域中。
2.根據權利要求1的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于具有熱塑性能的材料具有大于0.5Gpa的彈性模量。
3.根據權利要求2的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于具有熱塑性能的材料是熱塑性材料或具有熱塑性組分的復合材料。
4.根據權利要求3的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于熱塑性材料或熱塑性組分是聚烯烴，聚丙烯酸酯，聚甲基丙烯酸酯，聚氨酯，聚碳酸酯，聚酰胺，聚酯，聚砜，聚芳基酮，聚酰亞胺，聚苯硫化物，液晶聚合物，聚縮醛，鹵代聚合物，尤其鹵代聚烯烴，聚苯硫醚，聚砜，聚醚或至少兩種此類聚合物的相應共聚物或混合物。
5.根據權利要求1到4中一項的制劑，特征在于具有熱塑性能的材料是熱塑性塑料與纖維，晶須，顆粒，起抗菌作用或以變性方式起作用的試劑，或X射線吸收成分的摻混物。
6.根據權利要求1到4中一項的制劑，特征在于具有熱塑性能的材料包括與自然牙齒部分的表面或與沉積在其上面的打底劑反應的活性組分。
7.根據權利要求1到6中一項的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)，特征在于它包括金屬或陶瓷材料的，聚合物的或復合材料的附加區(qū)域(10.1，12.1，14.1，15.1，16.1，17.1)或部分(11.1)。
8.根據權利要求1到7中一項的制劑(10，11，12，13，41)，特征在于它具有被緊固在牙齒開口(2)中的牙齒填充物的形狀，或被緊固在牙齒(40)的元件(41)的形狀。
9.根據權利要求7的制劑(10，11，12)，特征在于它包括制劑基體(10.1，11.1，12.1)和排列在制劑基體(10.1，11.1，12.1)上的接觸層(10.2，12.2)，或構成單獨的制劑部分的接觸膜(11.2)。
10.根據權利要求7的制劑(13)，特征在于它完全地由具有熱塑性能的材料組成。
11.根據權利要求1到7中一項的制劑(14)，特征在于它具有被緊固在自然牙齒根(20)上的牙冠，橋基，結構元件，架橋或修補物的形狀，和具有熱塑性能的材料構成了牙冠，橋基，結構元件，橋或修補物的內表面或可以放置在這一內表面上。
12.根據權利要求1到7中一項的制劑(15，16)，特征在于它包括被緊固在自然牙齒部分的空腔中的緊固件基體(15.1，16.1)，該緊固件基體被配備來將附加的人造牙齒部分緊固到該緊固件基體上。
13.根據權利要求12的制劑，特征在于附加的人造牙齒部分是牙冠，橋基，結構元件，橋或修補物。
14.根據權利要求12或13的制劑(16)，特征在于它包括排列在緊固件基體(16.1)上的至少一種牙根部分(16.2)，該牙根部件包括彈性或塑性可變形的芯(16.3)，和具有熱塑性能的材料的覆蓋物(16.4)排列在該芯(16.3)周圍。
15.根據權利要求14的制劑(16)，特征在于在芯(16.3)的遠端排列了芯材料的增稠部分(16.5)或軟性熱塑性塑料的栓塞(16.6)。
16.根據權利要求1到7中一項的制劑(17)，特征在于它包括牙冠部分(17.1)和連接基體(17.2)，其中連接基體(17.2)至少部分地由具有熱塑性能的材料組成并以一種方式設計，該方式使得它可以至少部分地放置在自然牙齒部分的空腔中。
17.將根據權利要求1-16中一項的制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)緊固在自然牙齒部分或牙齒上，尤其由制劑替代承載負荷的牙齒部分的方法，特征在于在第一步驟中準備自然牙齒部分或牙齒，在第二步驟中將該制劑(10，11，12，13，14，15，16，17)以一種方式放置在所準備的牙齒部分或牙齒的區(qū)域以使得具有熱塑性能的材料與自然牙齒部分或牙齒的牙本質表面和/或釉質表面接觸或可達到具有熱塑性能的材料與自然牙齒部分或牙齒的牙本質表面和/或釉質表面接觸，和在第三步驟中該制劑被激發(fā)進入機械振動狀態(tài)和同時壓住該牙齒部分或牙齒。
18.根據權利要求17的方法，特征在于對于用機械振動的激發(fā)和加壓，該制劑借助于超聲波裝置的超聲焊極(50)或借助于被放置在該超聲焊極(50)和自然牙齒或牙齒部分之間的偶聯(lián)件(51)和該超聲焊極被壓住在自然牙齒部分或牙齒上。
19.根據權利要求17或18的方法，特征在于在第三步驟中機械振動采用在2-200kHz之間的頻率。
20.根據權利要求17到19中一項的方法，特征在于在第一步驟中牙本質和/或釉質表面變粗糙，配備保留結構和/或用打底劑和/或密封劑預處理。
21.根據權利要求17到20中一項的方法，特征在于使用兩部分制劑(11)和在第二步驟中首先放置包括具有熱塑性能的材料的第一制劑部分(11.2)和進行振動，和然后放置第二制劑部分(12.1)和進行振動。
全文摘要
本發(fā)明涉及被緊固在自然牙齒部分上或固定在牙齒上的制劑(10到13)，尤其替代牙齒的承載負荷的部分。該制劑例如是，鉆孔牙齒(1)的填料，牙冠，架橋或能夠被放置于牙齒根上的修補物，或被插入到牙根中以緊固人造牙齒部分的牙根插件。該制劑具有由具有熱塑性能的材料組成的表面區(qū)域，和具有某些振動性能，其中有如此低的阻尼損耗以致于局部應力集中是利用振動來液化具有熱塑性能的材料所需要的，和該應力集中僅僅發(fā)生在制劑表面區(qū)域中。該制劑被放置在自然牙齒部分上要求具有熱塑性能的材料與牙本質表面和/或釉質表面接觸，和然后進行機械振動和同時壓住在自然牙齒部分上。用這種方法，具有熱塑性能的材料至少部分地被液化和與牙本質或釉質表面緊密接觸，使得在固化以后它與它們形成了正面和/或材料連接。以這一方式修復的牙齒體現(xiàn)特征于它們是高度穩(wěn)定的和具有長壽命，尤其歸因于以下事實熱塑性材料收縮較少和能夠由蠕變消除內應力，與用于相同目的的已知膠接劑相反。具有熱塑性能的材料也能夠補償在自然牙齒部分或牙齒與其它人造元件之間的誤差，使得對于牙科醫(yī)生的已知高精度要求能夠降低。
文檔編號A61K6/087GK1694675SQ03824629
公開日2005年11月9日 申請日期2003年8月15日 優(yōu)先權日2002年8月23日
發(fā)明者J·邁爾, M·埃施利曼, L·托里亞尼 申請人:伍德韋爾丁公司