JP2005525155A - 特に歯科に使用する骨形成ツールおよびそれを操作する器具 - Google Patents

Abstract

【課題】特にインプラント歯科学で使用する骨形成用ツールで、形成の過程で硬度、密度および骨構造に関してどのような違いがあっても、歯槽骨構造を実際に圧縮することができ、上述した欠陥がない骨形成用ツールを提供すること、及び、拡張器またはより一般的には骨形成ツールの操作器具を提供する。
骨材を形成するために特に歯科で使用する骨圧縮ツールの能動部分は、座内での軸方向での作動に先行されるか、それを付随する少なくとも一方向での軸を中心とした前記ツールの回転作動が、骨材が圧縮され、座に所定の形状の周を与えるという効果を有するよう画定された、例えば多角形などの周を有する断面を有する。本発明の変形では、反対方向でのツールの回転が、骨材の掻き取りまたは切断を可能にする。ツール・ホルダが衝撃システムを備え、手動または自動的にツールの並進および回転作動を可能にする。

Description

本発明は、骨形成ツールに、特に独立請求項１のプリアンブルに従いまず歯科に使用する拡張器に、およびこのタイプのツールを操作できるようにする器具に関する。

軸方向に挿入するインプラントを患者に配置する前の形成作業は、患者の顎の専門医による骨部位（またはインプラント座またはインプラント床とも呼ばれる座）の形成を含む。そのため、顎に穴を作成し、その直径は変化してよく、概ね３から６ｍｍのオーダーであり、この穴はある種の人工歯槽を構成する。

現在、インプラントを配置するための骨部位を形成するには２つの方法があり、最も頻繁な方法では顎骨に穿孔し（つまり従来の穿孔で骨粒子を除去し）、それほど頻繁でない方法では、パンチにより骨を圧縮する（現在では（穴の）拡張技術と呼ばれ、穴の周囲で骨材を圧縮するのは、パンチによる拡張の結果である）。実際的な見地から、インプラント座の形成は、生理学的性質の最初の問題により正に最初から複雑になることがある。実際、インプラントを配置するよう意図された区域では、骨材が、横方向および／または軸方向の次元での体積、または緩い海綿（大きい空隙がある柱）で構成されている場合はその密度に関して不十分なことがある。特に２番目に言及した状況では、穿孔技術が不適切であることが多い。骨粒子を除去すると、骨構造が不十分になり、したがって力学的保持力が不足し、インプラントの主要安定性を妥協することになる。しかし、インプラントの高い力学的抵抗の他に、この安定性は、インプラントの生理学的骨形成にとって厳密に必要な条件である。

このような理由から、特定の臨床医はこの状況に直面すると、現在は円筒形またはわずかに円錐形のパンチによって周囲の骨組織を圧縮することによって部位を拡張することで構成され、これによってさらにコンパクトで、力学的に抵抗の高いものにし、よりよく骨形成ができるようにする骨形成方法を適用する。そのため、場合によっては通常のバー（パイロット・ボア）によって（２ｍｍ程度の）小さい直径の開始穴を穿孔した後、臨床医は、バーの直径よりわずかに大きい直径を有する第１パンチを挿入し、所望の深さに到達するまで非常に大きい力でハンマによりパンチを打ち、その後に先行するパンチ直径よりわずかに大きい直径を有する第２パンチで同じ作業を実行し、以下同様となり、その間に直径が増加していく１組のパンチを使用して、所望の直径（および深さ）の穴を獲得する。

言うまでもなく、穿孔技術および骨圧縮技術は、必ずしも相互を排除するものではなく、逆に１つの同じ骨部位の形成中に相補的になるようである。実際、専らパンチでインプラント床を形成するのではなく、骨の硬度および／または作業の過程で生じ得るその硬度の変化を鑑み、最初に幾つかの（例えば最大３．２０ｍｍの）漸進的ボアを穿孔し、その後に第２段階で最終直径（例えば３．５０ｍｍ）に到達するまで１つまたは複数のパンチを使用して少なくとも１回の拡張作業をすることが好ましいか、または義務でさえあるように見える。

現在使用されているパンチによる骨圧縮技術には、一連の幾つかの欠点がある。

このようなツールを使用することは、患者に非常に外傷を与える。実際、麻酔は局所的であるので、患者は実際には痛みを感じないが、それでも自分の頭部に打撃の共鳴を知覚する。

骨の抵抗および堅さを十分な精度で感知することはできないので、臨床医がこのようなパラメータを認識し、したがってインプラントの保持およびその主要安定性を最適化するために拡張の程度を調節することが非常に困難である。パンチが適正な作業軸からずれる傾向を相殺することも可能でない。これは、骨表層が横方向に非対称の厚さを有する場合に明白になる欠点であり、例えば口蓋表層が通常は比較的厚い上門歯および犬歯の区域などのケースで多い。

ハンマによるパンチへの打撃によって引き起こされる衝撃の強度が制御困難であるという事実に加えて、これは必ず変えていくべきものである。さらに、臨床医は穴の周囲に向かった骨材の圧縮をモーメントの解剖学的パラメータまで十分な精度で調節することができないので、穴を正確に校正することもできない。しかし、最適な主要安定性のためには完全な校正が不可欠な条件であり、これは所与の患者で可能な最善の骨形成にとって義務的な前提条件である。

これらの欠点に加えて、穴の壁に沿った骨の密度または硬度（上述）に生じ得る不均質性により、従来の切断バーを一時的に使用する必要があることがある。

さらに、従来、先行技術のパンチによって骨密度が不十分な状況で作成した穴の断面は、これらのツールが円筒形か、せいぜい円錐形であるので、必然的に円形になる。しかし、これに対して自然の歯の根座（特に歯冠の基部または首にある部分）は、図１Ａ（上中心門歯）、図１Ｂ（下犬歯）、図１Ｃ（上犬歯）、図１Ｄ（下犬歯）、図１Ｅ（第１上前臼歯）、図１Ｆ（第２下前臼歯）、図１Ｇ（第１上臼歯）、図１Ｈ（第１下臼歯）に例示によって概略的に図示されているように、異なる形状、つまり円形から多少十分に逸脱した不規則な輪郭または境界を有する。円形の骨座は、非常に満足できることが判明するか、さらには特定のインプラントの配置のために示されているように見える（例えば図１Ｆ参照）。これに対して、他の場合（例えば図１Ａ、図１Ｃ、図１Ｅ、図１Ｈ参照）では、円形断面の穴は、ほとんど理想的な間に合わせを呈し、自然な形状に少なくともほぼ一致することは、固定の向上と、補綴上部構造の理想的美しさという二重の利点を提供する。

さらに、歯根の形状または輪郭は、軸方向面で完全に円筒形または円錐形ではなく、そうである必要もない。

したがって、円筒形パンチの使用および操作は、優雅ではなく、ほとんど評価されていないようであり、このような状況では最適の結果が保証されない一方で、不十分な骨密度という状況に直面した場合に、遭遇した欠点がインプラント歯科学の限界を非常に制限することが容易に理解される。さらに、その操作に慣れていない臨床医もいて、上述した重大な状況に直面しても、大抵は従来の穿孔技術の方を好むので、これを滅多に使用せず、臨床上不適切な結果をもたらすことがある。しかし、特に失歯した上顎の骨密度はケースの８０％で十分に低い、または非常に低いので（Ｍｉｓｃｈｅによる骨密度カテゴリＤ３およびＤ４）、先行技術が多くの状況で不十分、または禁忌を示すこともあり、問題はいっそう重大になる。

特許文献１は、インプラントを配置するために横方向直径を増加させるよう、その長手方向軸線に沿って切断した骨の頂の区画（骨グリーンウッド転位または骨分割とも呼ばれる）の拡大、さらに精密には伸展を実行するツールを開示している。これで生じる問題は、骨折を回避することである。つまり、（伸展の結果から生じた）２層の下部分は、いかなる場合も分離してはならない。この問題を解決するために、この開示で示唆され、拡張レバーの操作原理を適用するツールは、「中心ペグ」（１０、１１）を有する十字形の断面を有し、丸い半径方向端部を有し、軸方向にはある距離にわたってわずかに円錐形の端区間および円形または階段状の軸方向根端がある。これを操作するには、屈曲部を有する把持部分にツールを挿入する。「骨分割」作業、つまり骨頂の区間を分割することは、幅（ペグの幅はツールのそれより小さい）が徐々に増加する１組のツールを、それぞれ４５°のオーダーの所定の制限された角度で回転運動させることによって徐々に達成される。開示されたツールは、特に前述した骨材のボリューム不足に関して解決法を提供するが、それでも分析すると、骨材が思いがけず除去される危険性が完全には排除されないようである。他方で、骨材の不十分な堅さという問題は全く解決されず、骨の網目構造の圧縮も達成することができない。これは、特許文献１の目的ではなく、この問題はそこでは検討されていない。
独国特許第Ａ１−１９７，３２，９８３号明細書

本発明の目的は２つあり、第１の部分は特にインプラント歯科学で使用する骨形成用ツールで、形成の過程で硬度、密度および骨構造に関してどのような違いがあっても、歯槽骨構造を実際に圧縮することができ、上述した欠陥がない骨形成用ツールを提供することである。目的の第２の部分は、第１の部分と密接に関連し、拡張器またはより一般的には骨形成ツールの操作器具を提供する。

目的のこの第１分野は、独立請求項１で定義された手段を実現する骨圧縮ツールまたは拡張器によって達成され、従属請求項は、好ましい実施形態の特徴的な形態に言及している。

本明細書では、請求の範囲に記載されたツールは、検討した欠点を解消するばかりでなく、これ以降に詳細な説明を読んで理解されるような他の重要な利点も提供することが分かる。特に、機能的性質の利点について言及する。つまりインプラントの保持向上、つまりあらゆる環境における後者の力学的固定および最適化、および局所的骨密度を低下させる環境変化を含み、先行技術のツールでは達成できない状態である。というのは、固定の品質は基本的に骨とインプラントの界面によって決定されるからである。

この界面は２つのパラメータによって決定される。

第１のパラメータは、骨の品質、つまりその密度に関する。ツールにより、圧縮して骨密度を改善することができる。骨小腔を破砕することにより、骨密度とインプラントとの接触面積との両方が増加する。この場合、圧縮が非常に「穏やか」であるので、患者にとって最大に快適な状態でこれが実行される以外に、患者のインプラント部位における骨構造の全ての特異的詳細を最もよく利用するので、個々に適応することになる。

第２のパラメータは、インプラントと穴の骨壁との接触区域のサイズによって決定され、これはインプラントの表面積およびよくある粗さの異なる顕微鏡的構造からばかりでなく、追加的に獲得された穴の巨視的形状により本発明の新規のツールからも影響を受ける。実際、ツールの形状または特定の実施形態に応じて、円形以外のインプラント床を達成することが可能であり、これはインプラントの位置および例えば壁表面が（同じ基部直径の）円筒形壁のそれより大きい前臼歯の卵形という（またはカッシーニの曲線による）骨部位の解剖学的または生理学的特徴に関して有利である。したがって、接触表面が増加するか、インプラントの深さを何らかの理由で比較的浅くするか、制限しなければならない場合には、少なくとも減少量が少なくなる。

自然の歯槽の形状または割合をよりよく再現するか近似することにより、骨形成ツールの特定の実施形態は、理想的寸法のインプラントを配置することができる。したがって、後者は、（今日、人工歯根の形状がなお異なる自然の歯根とはほぼ似ていないことを考慮すると）力学的側面（卵形のインプラントは、円形のインプラントより捻り力に対して優れた抵抗を示す）と、生理学的および美的側面（窪みまたは空隙を解消し、自然の歯を真に再現した補綴要素（インプラントの冠）を配置する）との両方に関して、現在の固定補綴具より非常に優れた品質を呈する固定補綴上部構造を支持することができる。

その結果、特に適応させた形状の、つまり自然の歯槽に似た歯槽を作成可能にすることにより、さらに万能骨形成ツールは、解剖学的な形状も有する新世代のインプラントを作成する道を開いている。

目的の第２の部分は、言うまでもなく前述した第１の部分と密接に関連し、拡張器またはより一般的には骨形成ツールの操作問題に言及する。したがって、本発明は、前記操作のための新規かつオリジナルな器具にも関し、これが請求項２２の目的である。後者の従属請求項は、器具の特定の実施形態に言及し、これは手動または自動でよい。

拡張器および後者を操作する器具の様々な実施形態を、以下で図面に関して非制限的な例として説明する。

図の縮尺は図によって一律ではないことが分かる。

拡張器１の単純な実施形態を、図２Ａの前面図で、および図３では後者の線ＩＩＩ−ＩＩＩによる断面図で示す。主軸１を有するこの拡張器は、肩部３Ａ、溝３Ｂ、平坦部３Ｃおよびキャップ３Ｄを設けたステム軸部３を有するステム２を備え、ステムの後には穴、つまり骨部位またはインプラント部位を成形する能動部分４がある。部分４は、直線の辺１４によって分離された表面１３を備える。図２Ｂに示した変形によると、拡張器１’には、螺旋形の辺１４’を設けてもよい。能動部分４は、後部小区間５および前部小区間６で構成すると有利であり、後者の端部は頂部またはアタック（リード）ヘッド７（図２Ｂによる変形では７’）を備える。面１５とヘッド７の基部１６との間に延在する小区間６は、例えば１°のオーダーなどのわずかな円錐形を呈すると有利である（円で囲んだ部分の拡大図参照）。円錐形は二重の利点を提供する。実際、骨部位の作成時には、半径方向の断面寸法が徐々に増加する１組の拡張器１の連続的挿入が非常に穏やかになる。基部１６を有する拡張器の能動部分の断面が、せいぜい面１５の高さで以前に使用した拡張器１の能動部分の断面の寸法と等しくなるよう、寸法決定されるからである。さらに、インプラントのよりしっかりした保持、つまりより高い品質を保証する。実際、円錐台形の下位区間６の長さは、１０ミリメートルのオーダーであると有利であり、これによってインプラントを配置するために作成した骨部位の平均深さに対応する（円錐台形という用語は、本明細書では下位区間６の、より一般的には部分４の断面が円形であるという意味ではないことが分かる（以下参照））。能動部分４には深さマーク８を設けることが好ましく、ステムは（ステムから能動部分への方向で見て）前部分に安全器具（本出願の発明者に帰される国際特許第００／７４５８５号に記載）と協働するよう意図されたねじ区間９を備えることができ、これによって臨床医が以前に決定した通りの深さ限界Ｐを越えて、拡張器を穴に導入することがなくなる。

しかし、上記で検討したように、拡張器の軸方向面の円錐形輪郭でさえ理想的でないことがある。個人の自然の輪郭とは異なりすぎるからである。したがって、部分４の、または少なくとも下位区間６の輪郭が他の適切な形状を有する拡張器を提供することが可能である。したがって、他の例の中では、湾曲した輪郭（例えば上下逆さまの炎の形状を有する）、または混合した輪郭、つまり直線区間と湾曲区間、または連続する肩部とヘッド７に向かって寸法が減少する円筒形または円錐形部分とを有する階段状輪郭が想定可能である。

これ以降、拡張器という用語は、参照番号１があってもなくても、能動部分４の断面および／または輪郭の形状（または外形または周囲で、測定値ではなく形状を指す用語）に関係なく本発明による任意の拡張器を指すものとする。

一般的に、拡張器の作動に関する記述から容易に理解されるように、先行技術のパンチとは異なり、後者の能動部分４の断面は円形以外の任意の形状を有することができる。慣例により、非円形の性質とは、本明細書では回転軸から最も遠い断面の点または点の組を通る円の直径と、前記軸に最も近い断面の点または点の組を通る円の直径との間の相対的距離が０．５％以上であると定義される。拡張器の、つまりその能動部分の断面は、一方では骨部位の断面に所望の形状（または周囲）と、他方では拡張器に適用される動作または動作の組合せとの組合せにより画定され、その結果である。

多くの変形が可能な第１の実施形態によると、拡張器により、断面が円形である穴またはインプラント座を生成することができる。無限の数の可能性があるうち、拡張器の能動部分の断面で有利な１つの形状は、多角形、都合良くは凸多角形および正多角形、または特定の詳細があってもなくても一般的な多角形の形状を有する像の形状であり、仰角（以下参照）は鈍角であることが好ましい。

したがって、図３に示した第１の変形１０では、拡張器の断面（または半径方向断面）は六角形である（慣例により、特定の変形は、その詳細を示す断面と同じ参照番号で指定する）。外形１２を有する正六角形を円１１（細かい点線）に内接させる。単純にするため、６つの辺および６つの頂点は、能動部分４（図１）の対応する面および辺と同じ参照番号、つまりそれぞれ１３および１４を有する（他の変形に関する以下の記述にも使用する単純化）。図示されていない変形では、頂点１４の一つ一つを、対応する辺の切断効果の危険を回避する（または少なくともこのような危険性を最小限に抑える）よう、例えば研磨によってわずかな面取り部を形成することにより破壊することができる。図３にはさらに角度αが図示され、これを以下では方向Ｒ１（時計回り方向）での仮想回転の仰角（ここでは１２０°に等しい）と呼ぶ。（注：図３では、以下の図と同様に、同一要素には必ずしも常に参照番号を付けない。）

変形１０に類似した図４に図示の第２変形では、拡張器の能動部分の断面２０（斜線なし）の周囲２２は、円２５と、円２５と同心である円２１に内接した正六角形（辺２３および頂点２４を有する）との結果である（本図から明白であるこの変形２０の形状の特定の細部、さらに以下で説明する以降の変形の細部は、図２では図示されていないことが分かる）。したがって、断面２０の６つの頂点は、変形１０のように鋭利ではなく、ここでは面取りされている。つまり端部２８、２９を有し、辺２３の間に延在する円弧２７で構成される。円２５の小さい直径（実際には、所定の拡張器セットの最大外径は、約３ｍｍから６ｍｍの間で変動する）に関して、この円弧は、平坦部と同化し、その長さは１０分の１から３ｍｍのオーダーであると有利である。変形１０と比較すると、この構造により、（前述した）多角形の鋭利な辺の切断効果が低下し、仰角β（各端部２９に形成され、辺２３である２つの辺を有し、点２９で円２５の接線を形成する頂点の角度）が大きくなる（β＞α、矢印Ｒ１の方向の回転）。

図５に示した断面３０（斜線なし）は、以下で説明するその形状の細部を除くと図４の変形２０と同様である第３の変形を構成する。初期の外形３２は、円３１に内接し、辺３３および頂点３４を有する正多角形と、円３１と同心である円３５との結果であり、それによって辺３３の間に延在して端部３８、３９を有する円弧３７で構成された６つの面取り頂点を獲得する。この基本的断面に基づき、例えば画定された曲率ρに従い能動部分４の個々の面を機械加工することにより、辺３３を拡張器の軸線に向かって内側へ湾曲させ、凹形辺３３Ａを形成する。したがって、外形３２Ａは、６つの凹形辺３３Ａを丸めた頂点３７Ａによって分離することで形成され、後者も端部３８Ａ、３９Ａを有する平坦部と同化する。この周は、６つの辺および６つの丸めた頂点を有する変形内サイクロイドに似ている。頂点３９Ａにおける仰角（矢印Ｒ１の方向で回転）をγとする（各頂点３９Ａで形成された角度で、辺は３９Ａにおける円３５および半径ρの円の接線で構成される）。各頂点で、円弧３７Ａの長さは円弧３７のそれより非常に小さく、この減少は、言うまでもなく曲率半径ρについて選択した値の関数であることが認められる。

図６に示す第４の変形（斜線がない断面４０）は、図５の変形３０に似ているが、近い内サイクロイド周（ここでは４２Ｂで指示）が変形され、辺の１つ（参照番号４３Ｂ）に切り込みを設け、それによって円弧の端部４８Ａまたは平坦部分４７Ａの一方（端部４８Ａ、４９Ａ）で尖った頂点５１を形成し、能動部分４に、矢印Ｒ２で示した回転方向での仰角δを有する刃先を形成し、点４９Ａにおける仰角γ（図５も参照）は同じままである。言うまでもなく、複数の刃先、および複数の辺４３Ｂを設けることが可能であるか、その全てを、複数の頂点が点５１を備えるよう形成することもできる。この変形は、拡張器を操作する器具に関する部分にて以下で説明するように、臨床医が骨圧縮手順の過程でツールを交換する必要がないという利点を提供する。

多数の他の断面形状を実現できることが理解される。特に、最初の多角形は五角形、八角形などでよく、辺は特定の設計を有してよい。

例示により、図７は、辺５６がある種のシヌソイドに対応する概ね六角形の形状の断面５５を示し、その全ての頂点５７（つまり全ての対応する辺）が、凝縮と切断という２つの機能（以下参照）を提供するという利点を有する。

同様に無数の可能な変形を有する別の実施形態によると、拡張器は、円形とは非常に異なる自然の歯槽の断面（図１参照）を再現するか、少なくともほぼ近づく断面を有するインプラント座を生成するよう設計される。

図８は、断面６０（斜線なし）および対称軸６１を有し、円形の主要部分６２および少なくとも１つの突起（形状はほぼカムの形状である）、図示の例では、軸１Ａに関して対称である２つの突起６３、６４（ほぼ二重の卵形の形状）を備えた拡張器１を示す。湾曲した側面を有するこれらの突起は、端部６５、６６（研磨により面取りしてもよい）を備える。以下で見られるように、拡張器を適切に作動させることにより、周６７を有するインプラント部位が獲得され、これはおおよそカッシーニ曲線に対応し、図１Ｈによる自然の歯槽の外形に近づく。この例に基づき、自然の円形でない歯槽の周（例えば単純な卵形の断面形状）を再現するか、少なくとも最適に近づく周を有するインプラント床を成形するために、他の断面形状を実現できることが容易に理解される。特定の断面（１組の増加する寸法を設けてもよい）を有するこれらの拡張器は、場合によって、第１の実施形態（図３から図７）による拡張器によって円形の穴を最初に形成した後に適用すると有利である。

次に、インプラント部位を成形する本発明の拡張器の操作モードについて説明する。

前述したように、場合によっては第１段階で通常の穿孔により小さい直径（例えば２．０ｍｍ）および所望の深さＰを有するパイロット穴を形成した後、インプラントを配置するよう意図された最終的な骨座が完成するまで、徐々に寸法が増加する１組の拡張器によってインプラント部位を漸進的に拡張し、その増分は一般的に０．１０から０．２５ｍｍのオーダーであるが、臨床医は、後者を一時的状況に適用することが理解される（例えば骨が硬い場合、または座に意図された最終直径に近づいた場合は、より小さい増分を選択する）。

一組中のの各拡張器１は、２タイプの運動を行う。つまり軸１Ａに沿った並進運動と、時計回りおよび／または反時計回り方向の回転運動である。

１つの手順によると、この２タイプの運動、つまり並進運動と回転運動とを２つの連続する段階で実行し、骨壁の圧縮を遂行する。

第１段階は、所望の深さ（インプラント座の最終深さＰと等しいか、それより小さく、少しずつ到達してよい）に到達するまで、ステム２に伝達される反復的な軸方向の打撃によって拡張器１を穴に軸方向にて導入することに存する。この第１段階は、骨材の非常に制限された第１圧縮を必要とする。図９および図１０への参照により理解されるように、従来の円形拡張器と比較すると、本発明による拡張器の導入は、変位／圧縮される材料の量が大幅に減少するので穏やかである。実際、円筒形のパンチを使用する従来の方法によってインプラント座を直径Ｄ１から直径Ｄ２へと拡大するには、直径Ｄ２を有するパンチによって圧縮すべき骨材の量またはボリュームが、斜線区域７０に、必然的に極めて強力である軸方向の打撃による穴の一時的に選択した深さＰを掛けた値に対応する。比較すると（図１０参照）、例えば変形３０による拡張器を軸方向にて導入中に圧縮される骨材の量またはボリュームは、区域７１の合計に同じ深さを掛けた値に対応し、これは区域７０よりはるかに小さい。インプラント座の骨の形成によって患者に引き起こされる不快感は、したがって非常に軽減される。これに対して、拡張器の軸方向の前進は、臨床医によって完全かつ容易に制御可能である。

第２段階は、同じ拡張器に方向Ｒ１（図３から図８および図１０に図示）の回転を加えることに存する。ほぼ全ての凝縮作業はこの段階で実行され、拡張器が骨材を周囲に向かって転位させ、同時に凝縮し、後者の網目構造は骨の部分を一切除去することなく穏やかに圧縮される。図１０では、圧縮される骨材の量が、区域７２の合計に穴の深さＰ（または一時的深さ）を掛けた値に対応する。この圧縮段階は患者に不快感を引き起こさない。拡張器に打撃を加えずに実行されるからである。拡張器の回転の角度幅または回転数は、場合に応じて臨床医が決定し、最小角度は主に、拡張器の能動断面積の選択（したがって例えば変形１０を参照すると、臨床医は少なくともインプラント座の円形の形状を獲得するために、６０°の角度にわたって拡張器を回転する）および／または骨部位に意図された断面によって決定される。

したがって、図８を参照すると、穴の骨壁の圧縮は、時計回り方向Ｒ１での回転ばかりでなく、方向Ｒ１およびＲ２にて角度ωにわたって実行される振動運動の結果でもある。したがって、前述したツールの断面６０にて、周６７を有するインプラント座が獲得され、これは図２Ｈによる自然の歯槽の形状に類似している。

結果として生じる骨材の圧縮に加えて、回転運動は骨の（変わりやすい）品質に圧縮量を細かく適応させることを可能にし、したがって座の校正の制御を提供する。特に、骨が海綿状である場合、臨床医は回転を最小限に制限し、骨が硬質であり、したがってより弾性でもある場合、拡張器に１回転、または数回転も与えて、骨部位の壁の品質を最適化し、同時に座からの拡張器の取り出しを容易にするよう決定する。

拡張器が少なくとも１つの刃先（それぞれ図６および図７の刃先５１および５７参照）を備える場合、反時計回り方向Ｒ２に回転作動すると、切断機能が生じる。このような回転は、大きさを制限するか、１回転または数回転実行することができる。さらに、並進運動を伴っても、伴わなくてもよい。骨壁を凝縮する機能と切断機能とを組み合わせた拡張器を適用することは、例えば拡張器を骨部位の底部に向かって挿入中、以前に横断したゾーンより密度が高い骨ゾーンが存在することにより、拡張器の軸方向での前進が困難に遭遇した場合、または（上門歯および犬歯の部位を作成する場合に頻繁に遭遇するように、例えば非対称な厚さの骨表層が存在するため）骨密度の差により拡張器が適正な作業軸からずれる傾向がある場合に、特に有用である。

別の手順では、２タイプの運動、つまり並進運動および回転運動が、骨壁の圧縮を達成するために同時に実行される。

この場合、拡張器の刃先は、図２に示したように直線ではなく、少なくともわずかに螺旋形であることが好ましい。これにより、穴へのツールの進入が容易になる。骨部位の内部に向かってこれを前進させる傾向がある牽引力を受けるからである。実際、第１手順の第１段階をもたらす凝縮動作（補助圧縮と形容することができる、上記参照）、およびそれに伴う軸方向の打撃は、その衝撃が先行技術のツールで生成される衝撃と比較して些細であっても、完全に解消される。つまり、一方では、第１手順の２段階を１つの段階、つまり「補助」圧縮として統合するようなものであり、他方では、回転のみの結果である適切な圧縮が同時に実行される。また、前述した打撃によって残る可能性がある不快感が、完全に消滅する。

最後に、衝撃ヘッド７；７’の頂点部分（図２Ａおよび図２Ｂ参照）に関して、後者は切断作用を与えるか、または逆にこれを与えないよう構成することができ、全ての組合せ（４組）が可能である。つまり、回転Ｒ１のみで切断作用がある、回転Ｒ２のみで切断作用がある、回転Ｒ１および回転Ｒ２両方で切断作用がある、回転Ｒ１も回転Ｒ２もない状態で切断作用がないことである。

記載された例の代替実施形態では、回転方向に応じて拡張器の能動部分が与える作用は、回転Ｒ１で回転すると、ツールが少なくとも１つの刃先を備えている場合に切断作用があり（またはこのような刃先がない場合は圧縮し）、方向Ｒ２で回転すると、圧縮させるよう、反転できることが理解される。本発明は、頂点部分にも同様に適用可能である。

拡張器の実際の断面の選択に関して、様々なパラメータの重み付けを実行する。特に、拡張器を穴に軸方向にて進入させるために必要な軸方向の衝撃の強度（最初に説明した手順が適用されている場合）、骨材の破砕の危険性、仰角、拡張器の軸方向前進中に圧縮すべき骨材の量である。したがって、拡張器の軸方向進入およびその後の回転は、変形２０による拡張器の場合より変形１０による拡張器で実行する場合の方が容易であり、変位した骨材の表面積および体積は、平坦部２７の場合より刃先１３の場合の方が小さい。逆に、特に拡張器の軸方向導入中に骨材を不注意で除去する危険性は、断面２０の拡張器より断面１０の拡張器の方がわずかに大きい。断面３０および４０がほぼ内サイクロイド形であることにより、仰角が比較的大きいままで、軸方向運動で圧縮すべき骨材の量がさらに減少するという、断面２０に関して言及した欠陥を克服することができる。図５および図６で示したタイプの断面が非常に満足した妥協策を構成するのは、このような理由からである。つまり、軸方向打撃の強度が非常に低下することと、拡張器の回転（方向Ｒ１）中に骨材の圧縮の調節を優れて制御することとの妥協策である。このような考慮事項は、記載された第２手順を適用する場合にも、少なくとも部分的に当てはまる。

画定されたインプラント座を生成するために、画定された運動を拡張器に加えねばならないので、専門医は、このような運動を達成する手段に関する問題に直面する。これが本発明の第２態様の目的であり、これは新規の器具に言及し、その幾つかの実施形態について次に非制限的な例によって説明するが、器具はおおよそ２つのカテゴリに分類され、第１カテゴリは自動的器具に関し、別のカテゴリは手動器具に関する。

最初に言及したカテゴリから始めると、自動的器具１００の有利な実施形態が、図１０では斜視図で、図１１では、拡張器１の同じ基準軸と一致する軸１Ａを通る対称面Ｐ（図１０）による断面図で図示されている。図１２、図１３および図１４は、図１１に示した様々な基本的構成要素を拡大して示す。

器具１００は、把持部分１０２の延長部に位置し、拡張器、特に本発明による拡張器１が挿入されるコントラアングル・ヘッド１０１のよく知られた一般的形態である。ヘッドは２つの室１０４Ａ（下室）、１０４Ｂ（上室）を収容するハウジング１０３を備え、室は中心に参照番号がない開口を有して、特にチャックの機能、つまり拡張器の取り付けおよび作動を確保するメカニズムである分割壁１０４によって分離され、メカニズムの少なくとも１つの要素は、端部にピニオン１１９が締め付けられた伝達シャフト１１８の作用を受ける。

このメカニズムにより、拡張器１を並進方向、つまり軸方向と、時計回りおよび反時計回り方向での回転方向との両方で作動させることができる。そのために、並進手段の一例によると、これに基本的に回転式駆動部材１２０の頂部に配置したストライカ１３０を設ける。これらの２つの要素１２０、１３０は、相互に協働して、拡張器１を受ける通路１２０Ａ、１３０Ａを形成する。

通路１２０Ａ、１３０Ａに挿入した拡張器１は、ストライカ１３０に締め付けられ、先行技術の古典的なロック／ロック解除システムによってそこから外され、このシステムは、結合解除ばね１０６の作用により取り付けたつまみ（図示せず）を有する結合解除ノブ１０５、突起１０７Ａを設けたラッチ１０７、およびストライカ１３０（図１２）の溝１４８に収容されて、ラッチ１０７とともに後者を囲むラッチ保持ばね１０８を含む。これをロックするには、拡張器を通路１２０Ａ、１３０Ａに挿入し、同時にばね１０６の力に抗して結合解除ノブ１０５を圧迫すると、上述したタブがこれによってラッチ１０７と係合解除して、軸１Ａに対して通路１０３Ａの延長部の後方に向かう。拡張器のヘッド３の肩部３Ａがストライカ１３０のヒール１４２に突き当たると、ノブ１０５にかかる圧力が解放され、ラッチ１０７が保持ばね１０８の作用で拡張器１の溝３Ｂに入り、拡張器をロックする。拡張器１のロック解除は、逆の動作によって達成され、ノブ１０５に圧力がかかると、ラッチ１０７が拡張器１の溝３Ｂから係合解除され、それによって自由になる。

ボア１２０Ａを有する回転式駆動部材１２０はレジューサで形成され、これは下室１０４Ａに収容されて、同時に自由回転式ステップ軸受けとして働く。レジューサ１２０は、ピニオン１１９と噛み合う円錐形の歯付きクラウン１２７を備え、レジューサは、伝達シャフト１１８の回転速度を低下させ、これによってストライカ１３０に伝達されるトルクを増加させる。レジューサ１２０の下部分は、軸受け１２９内で案内される案内ジャーナル１２８を備える。クラウン１２７の上には表面１２６が延在し、これはピニオン１１９に十分なクリアランスを提供し、開いてカラー１２５を形成する。後者の上面は、回転継手（図示せず）などを介して分割壁１０４に載る肩部１２４と、平坦部１２３の後に開始し、この例では（平坦部１２３を含み）３６０°にわたる螺旋形傾斜路１２１とを備え、傾斜路の端部分は軸受け表面１２２を形成する。

ボア１３０Ａを有する並進式駆動部材１３０（このケースではストライカ）は、上室１０４Ｂに収容された階段状の円筒形部片で形成される。部材１３０の下部分は傾斜路１３１を備え、これはレジューサの傾斜路１２１と協働し、その形状は後者に対して相補的である（螺旋形の斜面が平坦部１３３の後に開始し、（平坦部１３３を含み）３６０°の角度で、端部分が軸受け表面１３２を形成する）。傾斜路１３１の上には中心部分１３４と、溝１４０によって中心部分１３４から分離されたカラー１４１と、カラー１４１の上面１４３から上方向に延在する端部分１４５とが延在する。中心部分１３４は、直線で直径方向に対向するスロット１３５の形態である２つの案内開口を備え、その高さは少なくともレジューサの軸受け表面１２２（またはストライカの軸受け表面１３３）の高さの２倍であり、それぞれの左手側面１３６は面取りされている。カラー１４１の高さで、拡張器の肩部３Ａの止め部を形成するヒール１４２が通路１３０Ａに入る。端部分１４５は、拡張器１０７のラッチが入ることができる開口１４６、さらに保持ばね１０８が収容される溝１４８を備える。

部分１４５の周囲には弾性部材１０９、特にばねワッシャまたは皿ばねが配置され、その下縁および上縁（参照番号なし）は、それぞれカラー１４１の上面１４３およびハウジング１０３のキャップ（参照番号なし）に載る。弾性部材１０９は、圧縮によって働き（つまり、自身に作用する圧縮力に抗する力を与える）、絶えずストライカをレジューサ１２０に押し付ける。

セレクタ・アーム１１５の一方端１１６は、セレクタ・ノブ１１７を作動させることにより、スロット１３５の一方または他方に関係なく係合し、その開口から係合解除することができる。アーム１１５は、ピン１１４を通してこれが接続されているスライド１１０が、ストライカが下方位置（以下参照）にある場合に後者の溝１４０の高さに配置されるよう配置構成される。スライドには、対向する内部および外部突起１１１および１１２を設け、内部突起１１１は溝１４０と、外部突起１１２はハウジングに配置構成された溝１１３と係合するような構成である。

器具１００の動作は以下の通りである。伝達シャフト１１８が作動すると、その回転運動は、拡張器１を軸１Ａにて往復運動させることにより、後者が並進方向、つまり軸方向に、または回転方向に駆動できるような方法で変換される。

例では、並進運動は拡張器１の衝撃効果を伴う。この効果を実現するため、セレクタ・アームの端部１１６をスロット１３５の一方と係合させ、それによってストライカ１３０の回転の自由度を阻止する。伝達シャフト１１８は、矢印Ｒ１で示した方向（時計回り方向）にてレジューサ１２０を回転駆動する。ストライカ１３０の傾斜路１３１の平坦部１３３がレジューサ１２０の傾斜路１２１の平坦部１２３に載り、個々の面１３２、１２２が相互に面する位置（ストライカ１３０の下方位置は、図９で示した位置にほぼ対応する）を開始点とすると、ストライカ１３０は、１回転する（ストライカ１３０の上がった位置になる）まで弾性部材１０９の作用に抗して漸進的に押し上げられ、次に弾性部材１０９によってレジューサ１２０に向かって駆動され、それに蓄積されたエネルギが突然開放されて、ストライカ１３０に接続された拡張器１に伝達される衝撃を生成し、後者はここで前述した開始点まで戻っており、ここで平坦部１３３および１２３は再び相互に対して適用される。臨床医は、拡張器１がインプラント床に漸進的に進入し、同時に骨材を凝縮する間、拡張器１がインプラント座の画定された深さＰに到達するまで、この衝撃サイクルを繰り返す。臨床医は、一方向または他方向に（軸１Ａの方向で）軸力を加えることにより、インプラント座内での拡張器の軸方向圧力を意のままに調節できることが理解される。

骨材を圧縮する第２ステップ（特に拡張器に与える運動のタイプに関して上述した２つの手順のうち第１手順を指す）を遂行するため、次に臨床医は、使用している拡張器のタイプ（上記参照）に応じて、時計回り方向Ｒ１のみ、あるいは時計回り方向Ｒ１と反時計回り方向Ｒ２との両方で拡張器１に回転を与える（その角度幅は臨床医が決定することができる）。そのために、臨床医は、セレクタ・ノブ１１７を後方に引いて、セレクタ・シャフト１１５の端部１１６をスロット１３５から係合解除し、それによりストライカ１３０に回転能力を与える。それと同時に、スライド１１０、つまり後者の突起１１１がストライカ１３０の溝１４０と係合し、それによりストライカ１３０の並進方向の自由度（または軸方向運動の自由度）を抑制する。下方位置にあるストライカ１３０は、弾性部材１０９によって自身に適用されたレジューサによって回転方向に駆動される。

臨床医が骨形成の過程で、例えば一時的またはより長期的な切断（または削り取り）作業を実行するか、局所的またはより大きい距離に延在する骨の硬度による抵抗を克服するために、ストライカ１３０に現在取り付けている拡張器が、刃先（拡張器１の第１実施形態の変形４０参照）を備えるタイプであることが有利であると、任意の位置で判断し、言うまでもなくそのように仮定した場合、臨床医は、自分が決定し、数度までのことが多いが、これより非常に大きく、３６０°を超えることもある角度にわたり、反時計回り方向Ｒ２にて拡張器を回転させる。そのためには、ツールを変更する必要なく、つまり従来の切断ツールを使用することなく、単に回転方向をＲ１からＲ２へと逆転させる（以前のパラグラフ参照）。

記載の実施形態は、方向Ｒ２での回転（伝達シャフト１１８の回転方向の反対）が要求された場合に、セレクタ・シャフト１１５の端部１１６が、前記端部の載ったスロット１３５の左手側面１３６の丸い形状または拡張形状のために、スロット１３５から自動的に係合解除されるという安全システムを備える。さらに、この反時計回り方向では、レジューサ１２２の支承表面がレジューサの支承表面１３２に押し付けられ、穿孔切断作業に必要なトルクが骨圧縮作業に必要なトルクより大きいことを考慮すると、それによってストライカのいかなる滑動運動も防止する。

この実施形態では２つの運動を組み合わせられることが当業者には明白であり、この場合、拡張器は、拡張器に与えられる運動のタイプに関して上述した２つの手順のうち第２手順と一致する２つの方向のいずれかで、並進運動および回転運動をする。したがって、例えば拡張器１は、衝撃を伴う並進運動に付随して、スロット１３５の螺旋形のために一方向または別の方向にて制限された角度で回転運動をし、螺旋は、直線ではなく右手または左手ピッチを有する。

したがって、器具１００は関心が高い追加的利点、つまり多様性を提供する。直前で検討したインプラント座の形成という特定の用途以外に、この器具は実際に、全ての伝統的な穿孔形態を実行することができる。

例示により、次に２番目に言及したカテゴリ（手動器具）に属するそれほど洗練されていない実施形態のうち２つの実施形態を、図１５から図１９（第１例示的実施形態）および図２０から図２２（第２例示的実施形態）に関して説明する。

器具２００（図１５）は、主軸２０１Ａを有して前部分２０２および後部分２０３で構成された把持部分２０１と、主軸１Ａを有し、把持部分２０１の部分２０２の前端に配置された拡張器１に取り付けるためのヘッド２０４と、把持部分２０１の部分２０３の後部区域に配置され、部分２０３と協働する衝撃器具２０５とを含む。

ヘッド２０４（図１６および図１７参照）は、前端にあるヒール２０７と、軸１Ａを有して、拡張器１（図１）のステム２を着脱可能である開口２０８とを備える成形した部片２０６であり、開口２０８の上部分は、止め具２０９によって部分的に閉塞されている。軸２０１Ａの延長部では、部片２０６の後端に、ヘッド２０４を把持部分２０１に接続する締め付け部材２１０が入る開口（参照番号なし）を設ける。前述した２つの開口の間には第３開口（参照番号なし）が配置され、ここには軸２１１Ａを有するピボット２１１が配置され、ここで部片２０６の上面（参照番号なし）に配置されたラッチ２１２が旋回することができ、前記ラッチは、縁が非常に丸まった小さいほぼ三角形のプレートの形態を有する。旋回軸２１１Ａの前方では、ラッチに２つの重なる開口２１３、２１４を設け（その参照番号なしの軸は軸１Ａに平行である）、開口２１３の直径は、拡張器１のステムにある溝の直径３Ｂに対応し（参照番号３Ａ、３Ｂ、３Ｃ、３Ｄについては図１参照）、開口２１４の直径はキャップ３Ｄの直径に対応する。ラッチ２１２により、拡張器を導入した後、肩部３Ａが止め部分２０９と接触するまで拡張器の溝３Ｂと係合した時に、拡張器１をヘッド２０４に並進方向にてロックし、前記止め部に対向する平坦部３Ｃが拡張器を回転方向にてロックすることができる（図１６に示す位置）。

衝撃器具２０５（図１８および図１９）は錘２１５を備え、これはシャフト２０１の部分２０３に沿って滑動可能でありながら、部分２０３の溝２１７内で案内される端部（図示せず）を有する要素２１６によって回転方向にロックされることが好ましい。錘は、その上面（参照番号なし）に配置されたキャッチ２２０によって部分２０３の端部に固定することができ、キャッチは、ノブ２２２を手動で作動させると、ピボット２２１の周囲で旋回し、把持部分２０１の要素２０３の上部分に配置された溝２１８に向かって移動可能である（図１９、下方位置にあるキャッチ２２０）。最後に、衝撃器具は、締め付け部材２２７によって把持部分２０１の部分２０３の上面（参照番号なし）に締め付けたノブ２２６を備える。

拡張器をインプラント座へと軸方向に挿入するため、臨床医は、キャッチ２２０を開いて錘２１５を解放し、把持部分２０１の部分２０２の上区間に配置された肩部２２５（図１８）にこれを当てる。拡張器が所期の深さに到達すると、臨床医は、器具２００を手動で回転することにより、骨の圧縮へと移る。言うまでもなく、拡張器には衝撃と同時に回転運動を与えることも可能である。インプラント座から拡張器を抜き取るため、臨床医は必要に応じて錘２１５をノブ２２６に当てることができる。

器具は、あらゆる状況での優れたアクセス性を保証するため、様々な長さの把持部分２０１（例えば様々な長さの把持部分２０２のセット、または入れ子式要素２０２を設ける）で実現することができる。他方で、拡張器１の軸１Ａと把持部分２０１の軸２０１Ａとが一致するような方法で締め付けヘッドを設計してよいことが明白である。

図２０、図２１および図２２で図示した器具３００は、一方端には拡張器１を保持して軸１Ａを有するコントラアングル・ヘッド３０２（本質的に公知のもの）が装着され、他方端にはホィールまたはサム・ホィール３０４が設けられて、主軸３０３Ａを有するアーム３０３が締め付けられた主軸３０１Ａを有する把持部分３０１（上述した把持部分２０１とほぼ同一）で構成される。例では、軸１Ａ、３０１Ａおよび３０３Ａが同じ面に延在し、軸１Ａおよび３０１Ａが相互に対して平行である。

拡張器１は、器具２００に関して述べたものと同じ種類のロック・システム２１１、２１２によって、並進方向にてロックされる。しかし、後者とは異なり、拡張器は、ヘッド３０２のケース３０５に収容されたメカニズムによって回転方向に駆動することができる（このメカニズムが見える図２２参照、ヘッド３０２がケースなしの状態で図示されている）。このメカニズムは駆動スリーブ３０６を備え、その内側で止め部が拡張器の肩部３Ａおよび平坦部３Ｃと協働する（前記止め部、肩部３Ａおよび平坦部３Ｃは、当業者がこのメカニズムを知っていることを考慮して、図では見えず、拡張器とスリーブ間の接続を確保する任意の種類の他の構成要素を想定することができる）。スリーブ３０６には、アーム３０３のチューブ３１０内で案内されるシャフト３０９の端部分を形成するスパー・ピニオン３０８と噛み合う歯付きクラウン３０７を設ける。サム・ホィール３０４は、図示されていない締め付け部材によって、シャフト３０９の反対端部に締め付けられる。

ブロック３１２はチューブ３１０に沿って滑動可能であり、患者の口の中にあるインプラント床へのアクセス性に関する条件に従い、止めねじ３１３によって後者の画定された位置に締め付けることができる。ブロック３１２の抑制されない回転を、特に軸３０１Ａと拡張器の軸１Ａとの平行を維持するために、アーム３０３のチューブ３１０は、止めねじが載る平坦部分３１１を備える。把持部分３０１は、例えばねじ接続によって、その上面（参照番号なし）のブロックに締め付けられる。

衝撃器具２０５（図２１および器具２００の文脈で上記にて与えられた説明参照）を作動して並進運動を実行した後、拡張器の回転運動（器具３００により時計回りおよび反時計回り方向の回転（それぞれ凝縮および書き取りまたは切断作用）が可能になることが理解される）をホィール３０４の作動によって実行する（大抵の場合、拡張器で実行する回転数はせいぜい２に等しく、１未満であることが多い）。器具２００の場合と同様、拡張器は、軸１Ａに沿って並進しながら、同時にこの同じ軸を中心に回転することができる。

本発明の範囲から逸脱することなく、手動または自動器具の他の多くの実施形態または変形が想定できることが理解される。この文脈で、拡張器のタイプに関係なく、それを操作するために器具から取り外す可能性があることによって生じる合理的態様を越えて、手動器具の把持部分が、都合良くは錘を含むストライカ、さらに軸方向衝撃の自動生成（自動器具）によって並進作動するシステム、つまりこれまで存在していなかった手段を備えているという事実により、従来の円筒形拡張器（パンチ）を使用している場合でも、インプラント座の校正に対する制御を改善することが特に可能になるが、以上の説明および請求の範囲に記載された拡張器を使用している場合はなおさらであることが分かる。特に、（歯槽骨断片を隆起させる技術によって）上顎洞隆起手術を実行するツールを受けるのに完璧に適しているようである。

本発明による骨形成ツールおよびそれを操作する器具は、インプラント歯科学の応用分野の大幅な拡大に部分的に寄与し、「ＳＤＳ」（「軟式拡張システム」）と呼ぶことがふさわしい極めて革新的な一体システムの２本の支柱を形成する。

（首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 （首に近い）歯冠の基部における歯根の断面形状を示す。 拡張器の実施形態の前面図（直交軸面）を示す。 拡張器の実施形態の前面図（直交軸面）を示す。 図２の線ＩＩＩ−ＩＩＩによる断面図を示す。 拡張器の能動部分の断面の第１実施形態の変形を示す。 拡張器の能動部分の断面の第１実施形態の変形を示す。 拡張器の能動部分の断面の第１実施形態の変形を示す。 拡張器の能動部分の断面の第１実施形態の変形を示す。 拡張器の能動部分の断面の第２実施形態の変形を示す。 従来のパンチと本発明の拡張器を比較図として示す。 従来のパンチと本発明の拡張器を比較図として示す。 拡張器の自動作動器具の実施形態の斜視図を示す。 図１０の面（Ｐ）における自動器具のこの実施形態の断面図を示す。 ハウジングを除去した状態で作動器具の異なる要素のアセンブリを斜視 図で示す。 ２つの部材、つまりレジューサおよびストライカの相互協働の斜視図を 、後者を上げた状態で示す。 ２つの部材、つまりレジューサおよびストライカの相互協働の斜視図を 、後者を下げた状態で示す。 手動器具の実施形態の斜視図を示す。 手動器具のこの実施形態の操作の説明図を示す。 手動器具のこの実施形態の操作の説明図を示す。 手動器具のこの実施形態の操作の説明図を示す。 手動器具のこの実施形態の操作の説明図を示す。 手動器具のさらなる実施形態の（部分）斜視図を示す。 図２０に示した器具の断面図を対称面で示す。 手動器具のこの他の実施形態の別の（部分）斜視図を示す。

Claims (42)

1. 軸方向に挿入するインプラントの配置を鑑みて骨座を準備するために特に歯科で使用する骨圧縮ツールであって、
   前記骨座の成形を可能にし、頂点部分によって終了することができる能動部分を備えるものにおいて、
   軸回りの該ツールの回転運動により、前記骨座周辺に向かって骨材を圧縮すると共に、同時に後者に所定の形状を与えられるように能動部分の断面形状が画定され、
   前記回転が、前記骨座の内側で、前記軸方向の並進運動に先行されるか、または、付随され、その角度幅が、該ツール断面の個々の外形タイプ及び用いられる骨材の力学的品質により、基本的に決定され、
   前記回転が、時計回り方向または反時計回り方向の配向か、または、正反の双方向の往復運動を伴う、
   ことを特徴とするツール。
2. 前記画定された能動部分の断面形状が、
   一方では前記骨座の所定形状に従い、
   他方では前記ツールに与えられる運動または運動の組合せに従って、
   決定される、
   ことを特徴とする請求項１に記載のツール。
3. 前記断面形状が円形以外から成り、
   最も回転軸から遠い断面に属する点または点集団を通る円の直径と、
   最も回転軸に近い断面に属する点または点集団を通る円の直径と、
   の間の相対距離が０．５％以上であるという事実を以って該非円形の定義とする、
   ことを特徴とする請求項１または２に記載のツール。
4. 前記断面の形状が少なくとも略多角形であり、
   該多角形の頂点により、好ましくは湾曲形状、または、円弧または平坦部から成る湾曲形状を形成する、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載のツール。
5. 前記多角形が、好ましくは五角形、六角形または七角形タイプである、
   ことを特徴とする請求項４に記載のツール。
6. 前記多角形の形状が変形され、
   少なくとも一辺が、
   前記回転軸に向かって内側に湾曲するか、
   他の湾曲した外形、特にシヌソイド外形、または、直線及び曲線の部分の組合せに対応するようにした、
   ことを特徴とする請求項４または５に記載のツール。
7. 前記断面の形状が、
   少なくとも略アステロイド、若しくは、
   少なくとも３つの枝を有するペタロイド状である、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載のツール。
8. 前記断面が、
   少なくとも１つの偏心部分を備える、
   ことを特徴とする請求項１乃至３のいずれか１項に記載のツール。
9. 前記断面の形状が、
   好ましくは丸まった頂点を有する略卵形状または円弧形状である、
   ことを特徴とする請求項１乃至３若しくは７または８のいずれか１項に記載のツール。
10. 前記断面形状が、
    好ましくは丸まった、対向する一対の頂点を有する二重の略卵形状または円弧形状である、
    ことを特徴とする請求項１乃至３若しくは７または８のいずれか１項に記載のツール。
11. 前記回転の作動は、
    双方向および／または角度制限される、
    ことを特徴とする請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のツール。
12. 前記能動部分の輪郭は、軸面における、骨部位の軸方向の所期輪郭に応じて決定される、
    ことを特徴とする請求項１乃至１１のいずれか１項に記載のツール。
13. 前記能動部分の輪郭は、直線若しくは曲線または直線及び曲線の組合せである、
    ことを特徴とする請求項１２に記載のツール。
14. 前記能動部分の輪郭は、
    頂点部分に向かって寸法が減少する肩部により連続階段状に形成される、
    ことを特徴とする請求項１２または１３に記載のツール。
15. 前記能動部分が、
    少なくとも１つの端縁を備え、
    該端縁が直線または螺旋形である、
    ことを特徴とする請求項１乃至１４のいずれか１項に記載のツール。
16. 前記端縁の少なくとも１つの形状は、鋭利である、若しくは、丸みを帯びている、あるいは、平坦である、
    ことを特徴とする請求項１５に記載のツール。
17. 前記能動部分は、前後２つの下位区間を備え、
    後部下位区間に続いて、頂点部分で終了する円錐形の前部下位区間が配置され、
    該円錐は好ましくは１°のオーダーである、
    ことを特徴とする請求項１乃至１６のいずれか１項に記載のツール。
18. 前記前部下位区間の長さは、少なくとも概ねインプラント座の深さに対応する、
    ことを特徴とする請求項１７に記載のツール。
19. 時計回り方向及び反時計回り方向の両方向のツール回転により、前記インプラント座の骨壁圧縮を行う、
    ことを特徴とする請求項１１乃至１８のいずれか１項に記載のツール。
20. 前記両方向の回転のうち、
    一方向の回転によりインプラント座の骨壁圧縮が行われ、
    他方向の回転によりインプラント座の骨壁の切断または削除が行われ、
    少なくとも１つの端縁が刃先である、
    ことを特徴とする請求項１５乃至１８のいずれか１項に記載のツール。
21. 前記頂点部分は、
    前記両方向回転のうち一方向のみの回転、または、両方向回転により、
    切断工程を実行する、
    ことを特徴とする請求項１２乃至２１のいずれか１項に記載のツール。
22. 請求項１から２１のいずれか１項に記載の骨圧縮ツールを操作する器具において、
    前記ツールに対して、軸方向の並進運動と回転運動とを可能にした作動手段を備える、
    ことを特徴とする器具。
23. 前記並進運動を伝達する作動手段が、
    回転運動を伝達する部材と協働するストライカを備えた衝撃システムで構成され、
    前記ツールがストライカに接続される、
    ことを特徴とする請求項２２に記載の器具。
24. 前記ストライカと伝達部材とを協働させる作動手段により、所定振幅でのストライカの往復運動及び前記回転運動の両運動のいずれか、または、該両運動の組合せを可能とし、
    該運動をツールに伝達する、
    ことを特徴とする請求項２３に記載の器具。
25. 前記協働手段が、
    互いに対向する相補的傾斜路で形成され、
    前記回転運動の伝達部材およびストライカ上に配置され、
    後者が弾性部材により作動する、
    ことを特徴とする請求項２４に記載の器具。
26. 前記ツールが所期の運動または該運動の組合せを選択して実行できるように、選択手段を備えた、
    ことを特徴とする請求項２４または２５に記載の器具。
27. 前記選択手段は、ストライカの少なくとも１つの開口と協働する端部を有するセレクタ・アームで形成され、
    該セレクタ・アームは、回転運動と組み合わせた、または、組み合わせない並進運動をストライカに行わせるように、メカニズム選択手段により制御される、
    ことを特徴とする請求項２６に記載の器具。
28. 所定の方向にストライカを回転した場合に、前記セレクタ・アームの端部を前記開口から自動解除できるように、
    前記開口に丸まった側面を設ける、
    ことを特徴とする請求項２７に記載の器具。
29. 前記衝撃システムは、肩部を備えた把持部分に配置され、
    前記ツールは、回転および並進方向にロックされた状態で、把持部分の反対端にてヘッドと係合する、
    ことを特徴とする請求項２２に記載の器具。
30. 前記並進方向のロックは、ピボット周りに回動可能なラッチにより確実にされた、
    ことを特徴とする、請求項２９に記載の器具。
31. 衝撃システムは、
    前記把持部分に沿った距離をスライドすると共に該把持部分に設けた肩部を打撃する錘を備える、
    ことを特徴とする請求項２９または３０に記載の器具。
32. 前記錘が回転方向にロックされる、
    ことを特徴とする請求項３１に記載の器具。
33. 前記把持部分の端部が、
    穴からのツールの抜き取りを容易にするために、前記錘と打撃される止め部を備える、
    ことを特徴とする請求項３１または３２に記載の器具。
34. 前記錘は、ロック・メカニズムによって前記把持部分の一端にロックできる、
    ことを特徴とする請求項３１乃至３３のいずれか１項に記載の器具。
35. 前記ツールの軸周りに手動回転を可能とし、後者を回転方向に作動させる、
    ことを特徴とする請求項２９乃至３４のいずれか１項に記載の器具。
36. 前記衝撃システムは、
    肩部を備えた把持部分に配置され、
    該把持部分がアームに接続され、
    該アームの一端には、前記アームの軸に対して直角に、かつ、前記把持部分の軸に対して平行に位置させた軸を有する前記ツールを受けるヘッドが設けられた、
    ことを特徴とする請求項２２に記載の器具。
37. 前記衝撃システムが、請求項３１乃至３４のいずれか１項に記載の器具に対応する、
    ことを特徴とする請求項３６に記載の器具。
38. 前記衝撃システムを設けた把持部分が、
    前記アームに沿ってスライド可能であると共にロック手段でロック可能な接続要素によって該アームに接続される、
    ことを特徴とする請求項３７に記載の器具。
39. 前記接続要素は、
    前記アーム上で回転方向にロックされ、
    前記ツール軸と前記把持部分軸との平行を維持するようにした、
    ことを特徴とする請求項３８に記載の器具。
40. 前記回転方向のロックは、前記アームに設けた平坦部によって確実にされ、
    前記接続要素には、対応する平坦部を設けた、
    ことを特徴とする請求項３９に記載の器具。
41. ヘッドに挿入された前記ツールは、
    回転自在の状態のまま、キャッチにより並進方向にロックされ、
    回転可能なスリーブに固定される、
    ことを特徴とする請求項３６乃至４０のいずれか１項に記載の器具。
42. 前記スリーブは、
    ホィールによって作動可能な伝達シャフトに係合され、
    前記ツールの回転作動を可能とした、
    ことを特徴とする請求項４１に記載の器具。
    
    

Images