JP6868226B2 - セラミックインプラント - Google Patents

Description

本発明は、それぞれが非常に小さいコーナアールを備えた第１の歯科プロテーゼ補綴部品および第２の歯科プロテーゼ補綴部品を有する、少なくとも２つの部品から成るジルコニア製の義歯システムに関する。さらに本発明は、それらの補綴部品を製造するための方法に関する。

従来技術より、義歯システムの製造の分野においては、ジルコニアに関する３つの加工技術が公知である。インプラントおよびそれに属する部品、例えばアバットメント、ねじおよびピンを幾何学的に所望のように成形するために、ダイヤモンド研削による、既に焼結された基体のハード加工が行われる。

ジルコニアボディを成形するための第２の方式は、焼結前の圧粉体としてのジルコニアボディの加工であり、この加工は、材料の硬度が比較的低いことから比較的簡単である。しかしながら、後続の焼結の際に、ジルコニアの歪みが生じ、要求される製造公差をもはや維持できなかったことが既に確認されている。つまり、要求される狭い製造公差を実現できるようにするためには、焼結された構成部材の事後加工が必要になる。

同等のことが、従来技術から公知である、射出成形技術を用いる第３の方法にも当てはまり、この方法においては、そもそも製造において必要とされる精度を達成できるようにするためには、硬化後に例えば研削によるさらなる加工が必要となる。

本出願人がこれまでに実現したデンタルインプラントおよびアバットメントは、（熱間等方圧加圧されており、かつイットリウムでドーピングされている高強度の）ジルコニアから成り、また既に焼結されたジルコニアの研削でのハード加工によって、少なくとも０．２５ｍｍのコーナアールを有している。

人間の歯列の解剖学に起因して、インプラントは平均して３〜６ｍｍの外径を有しており、その結果、現行の研削されたコーナアールでは、直径に関して０．４〜０．６ｍｍの材料損失が生じる。研削技術のさらなる欠点は、インプラントの内側孔の構造にある。現行では、例えば、インプラントにおける内側三角形部を、０．４ｍｍのコーナアールを有するように研削することしかできないので、より小さいアールを実現することは、経済的に困難な状態になっている。

研削技術における制限に関する原因の１つは、研削粒子が何よりもコーナアールにおいて欠けることにある。より鋭いコーナアール、つまりより小さいコーナアールを形成することが望ましくなるほど、粒子はより一層早く欠ける。したがって、０．２ｍｍ未満のアールを有する工具は、経済的で寸法が安定した製造を実現することが殆ど不可能なほどに高い摩耗に晒される。

したがって、セラミックインプラントの構造の設計自由度を高めることが以前より必要とされている。

特に、インプラントとアバットメントとの間に生じる回転遊びを低減させ、それによってインプラントにおけるアバットメントの位置安定性を改善するためには、インプラントおよびアバットメントのコーナアールを小さく形成することが必要になる。従来より製造されている義歯システムにおいては、アバットメントとインプラントとの間に平均して約５°の回転遊びが確認されており、この回転遊びはコーナアールを小さくすると相応に最小になると考えられる。

上記に挙げた義歯システムを製造するための３つの方法の他に、セラミックを精密加工するために、レーザ加工が公知である。歯科技術においてこの方法は、歯冠のコンピュータ支援による製造において使用されている。

欧州特許出願公開第１３５２６１９号明細書（EP 1 352 619 A1）には、そのような方法が記載されており、この方法においては、可能な限り自然な歯の形状を再現するために超短パルスレーザが提案されている。開示されているプロセスは２段階で実施される。第１のステップにおいては、切断による「粗い加工」が行われ、この際に、セラミック未加工品の表面構造および幾何学が義歯の作製すべき表面に近付けられる。第２のステップにおいては、侵食性の加工方式によって、表面の残部が気化される。切断および侵食の２つのプロセスステップは、レーザの異なる運転モードによって実施される。

本発明の課題は、公知の義歯システムの欠点を有していない、ジルコニアから成る義歯システムを提供することである。

本発明の別の課題は、可能な限り小さい、とりわけ０．１５ｍｍ未満、とりわけ０．１０ｍｍ未満の小さいコーナアールを実現することができる、義歯システムを製造するための方法を提供することである。

特許請求の範囲において特徴付けられているような本発明によって、前述の問題およびそこから導き出される課題に関する新たな解決手段が提供される。

以下において、義歯システムについて言及する場合、これは次の部品、つまり第１の歯科プロテーゼ補綴部品および第２の歯科プロテーゼ補綴部品であると解される。第１の歯科プロテーゼ補綴部品は、骨にアンカー固定される部品、例えばインプラントである。第２の歯科プロテーゼ補綴部品は、第１の歯科プロテーゼ補綴部品と結合される部品である。

この第２の歯科プロテーゼ補綴部品には、アバットメント、ヒーリングキャップ、印象用コーピングおよびジンジバルフォーマーが属する。さらに、この第２の歯科プロテーゼ補綴部品には、限定的なまたは仮の補綴部品をインプラントに直接的に結合させるために構成されているねじおよびピンが属する。インプラントおよびそれに結合された部品、特にアバットメントは、熱間等方圧加圧されており、かつイットリウムでドーピングされている高強度のジルコニアから製造されている。

特に、小さいコーナアールを作製するための方法との関係において基体を言及する場合、これは、既に焼結されたジルコニアから成る未加工品と解され、これを、オールダイヤモンドから成るドリルまたはフライスを用いて、および／または超短パルスレーザを用いて加工することによって、コーナアールが所望のように形成される。

第１の歯科プロテーゼ補綴部品に配置されているコーナアールとは、第２の歯科プロテーゼ補綴部品に配置されているコーナアールと一致する、すなわち相互に作用または接触するアールと解される。

オールダイヤモンドから成るドリル工具またはフライス工具とは、多結晶ダイヤモンド（ＰＫＤ）、化学気相成長法（ＣＶＤ）によって製造されたダイヤモンドまたは単結晶ダイヤモンド（ＭＫＤ）から成る工具と解される。化学気相成長法によって製造されたダイヤモンドとはオールダイヤモンドであり、単にＣＶＤ法によってダイヤモンドでもってコーティングされた工具ではないと解される。

ドリル工具およびフライス工具に関する、オールダイヤモンドとは異なる別の実施形態においては、工具が立方晶窒化ホウ素（ＣＢＮ）から成る。

超短パルスレーザとは、ピコ秒またはそれよりも短い範囲のパルス持続時間を有するパルス化レーザ光を送出するレーザであると解される。これはピコ秒レーザである。

コーナアールがもたらされる出発材料は、既に焼結された状態のジルコニアである。加工されて、その後に初めて焼結プロセスが行われる圧粉体ではない。使用される材料は、約８のモース硬度を有する、イットリア安定化ＴＺＰ（「正方晶ジルコニア多結晶体」）、ＴＺＰ−Ａ（イットリア部分安定化ジルコニア）およびＡＴＺ（アルミナ強化ジルコニア）である。

従来使用されている研削と、本発明において実施されるフライス加工ないしドリリングとの相異は、本発明による方法では、焼結された固いジルコニアから成る基体の切削加工が行われる点にある。これによって、非常に時間が掛かる加工方法、例えばインプラントの受容開口部において凹状に形成されるコーナアールの研削を回避することができる。焼結されたジルコニアセラミックの加工は、その後もはや研削技術の制限を受けず、その代わりに金属加工に従う。フライス加工に使用されるフライスヘッドないしドリリングに使用されるドリルヘッドは、０．５〜５ｍｍの直径を有しており、またオールダイヤモンド、とりわけ多結晶ダイヤモンドから製造されている。フライスヘッドないしドリルヘッドは、研削工具とは異なり、ジルコニアセラミックの切削加工を実現する表面幾何学を有している。表面幾何学は、基体において０．１５ｍｍ未満、とりわけ０．１０ｍｍ未満の小さいコーナアールを実現できるように構成されている。

非常に小さいコーナアールの利点は、例えば、インプラントの内側孔を形成した際に、研削により形成されるコーナアールにおいて維持される壁厚よりも大きい壁厚が維持され続け、その結果、インプラントの機械的な安定性が高められることである。同様のことが、アバットメント根本部分の構造にも当てはまる。

別の利点は、歯科プロテーゼ補綴部品の構造における設計の自由度が高まることである。この結果、材料除去がより少ないことに起因して機械的な安定性がさらに高まる。補綴部品を位置決めする際の改善された処理、高まった外科的な自由度、プロテーゼ補綴部品における高まった自由度、したがってそれに伴った改善された美的結果が得られる。

超短パルスレーザの使用の利点は、ジルコニアから成る基体の非接触式の加工である。研削による加工と比較すると、加工工具の摩耗は生じない。このことは、高い寸法安定性、またそれに伴う、義歯システムの部品の正確な製造を保証する。同等のことが、オールダイヤモンドから成るフライスないしドリルの使用にも当てはまる。加工中のそれらの工具の摩耗が少ないことによって、所望の幾何学を正確に作製することができる。

別の利点は、レーザでは、非接触式の加工による高い寸法安定性であり（したがって摩耗が生じない）、フライス加工では、オールダイヤモンドの非常に僅かな摩耗である。

本発明による義歯システムは、ジルコニア（ＺｒＯ₂）から成る、少なくとも１つの第１および第２の歯科プロテーゼ補綴部品を含んでいる。２つの補綴部品はそれぞれコーナアールを有しており、それらのコーナアールは、第１の補綴部品が第２の補綴部品と作用結合することによって相互に一致する。第１の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールおよび／または第２の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールのうちの少なくとも１つは、０．１５ｍｍ未満、とりわけ０．１ｍｍ未満の値を有しており、少なくとも１つのコーナアールの作製は、レーザ法を用いた除去、および／またはオールダイヤモンドまたは立方晶窒化ホウ素から成るドリル工具および／またはフライス工具を用いた加工によって行われる。

本発明の１つの別の実施形態においては、少なくとも１つのコーナアールが０．０５ｍｍ〜０．１ｍｍの値を有している。

本発明による義歯システムの１つの実施形態においては、第１の歯科プロテーゼ補綴部品および／または第２の歯科プロテーゼ補綴部品の少なくとも１つのコーナアールが、凹状の幾何学を有しているコーナアールである。

１つの別の実施形態においては、第１の歯科プロテーゼ補綴部品および／または第２の歯科プロテーゼ補綴部品の少なくとも１つのコーナアールが、水平な平面に対して４５°傾斜された形状を有している。

本発明の１つの別の実施形態においては、第１の歯科プロテーゼ補綴部品がインプラントであり、またインプラントのコーナアールが、少なくとも１つの第２の歯科プロテーゼ補綴部品、アバットメントのコーナアールに一致する。

本発明の１つの別の実施形態においては、インプラントのコーナアールが、インプラントの受容開口部の内壁によって形成されており、またアバットメントのコーナアールがアバットメント根本部分に配置されている。

本発明の１つの別の実施形態においては、内壁がキー係合部を形成する。アバットメント根本部分は、位置決め部材を有しており、キー係合部のコーナアールと位置決め部材のコーナアールとは一致しており、またキー係合部は位置決め部材と形状結合（formschluessig：形状による束縛）による作用結合部を形成するので、アバットメントをインプラントにおいて、回転に対して安定性に位置決めすることができる。キー係合部とは、例えば突起部として形成されているアバットメント根本部分に配置されている位置決め部材と相互作用し、それによってアバットメントをインプラントに整列させる、インプラントの受容開口部の部分であると解される。キー係合部に配置されているコーナアールおよび位置決め部材に配置されているコーナアールはインデクシングアールである。１つの実施形態においては、キー係合部がインプラントの受容開口部の遠位端部に配置されている。

本発明の１つの別の実施形態においては、受容開口部の内壁がアンダーカットを形成し、またアバットメント根本部分が固定部材を有している。アンダーカットのコーナアールおよび固定部材のコーナアールは一致する。アンダーカットは固定部材と形状結合による作用結合部を形成するので、アバットメントをインプラントにおいて軸線方向に固定することができる。アンダーカットに配置されているコーナアールおよび固定部材に配置されているコーナアールは溝アールである。本発明との関係において、アンダーカットとは、キー係合部に対して近位に配置されている、インプラントの受容開口部の一部であると解される。アンダーカットには、アバットメント根本部分に配置されている少なくとも１つの固定部材が係合される。少なくとも１つの固定部材は、アバットメント根本部分において、位置決め部材に対して近位に配置されている。アバットメントがインプラントに結合されると、固定部材はアンダーカットに係合され、アバットメントは垂直軸線の方向において固定される。

本発明の１つの別の実施形態においては、受容開口部の内壁が、少なくとも１つの嵌合円筒開口部を形成し、またアバットメント根本部分が嵌合円柱部を有している。嵌合円筒開口部のコーナアールおよび嵌合円柱部のコーナアールは一致し、また嵌合円柱部および嵌合円筒開口部は形状結合による作用結合部を形成するので、嵌合円柱部と嵌合円筒開口部との間には滑りばめが生じる。

本発明の１つの別の実施形態においては、インプラントの受容開口部が、コーナアールを備え、遠位方向に位置し、かつ周方向に延びる縁部を有している。

本発明の１つの別の実施形態においては、コーナアールがアバットメント頭部とアバットメント根本部分との間の移行部において周方向に延びている。

本発明による義歯システムを製造するための本発明による方法においては、歯科プロテーゼ補綴部品の基体の成形、特にコーナアールの成形が、オールダイヤモンドまたは立方晶窒化ホウ素から成るドリルおよび／またはフライスを用いて行われる。

本発明による方法の１つの別の変化態様においては、歯科プロテーゼ補綴部品の基体の成形、特に所望のコーナアールの形成が超短パルスレーザを用いたジルコニアの除去によって行われる。

本発明による方法の１つの別の変化態様においては、インプラントのキー係合部のコーナアールの作製およびアバットメントの位置決め部材のコーナアールの作製が、超短パルスレーザを用いたジルコニアの除去によって行われる。

本発明による方法の１つの別の変化態様においては、歯科プロテーゼ補綴部品の基体の加工が、オールダイヤモンド工具を用いたドリリングおよび／またはフライス加工によって、またさらなる方法ステップにおいて、超短パルスレーザを用いた除去によって行われる。

本発明による方法の１つの変化態様においては、フライス加工の際に、０．５ｍｍ〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドが使用されるか、または５ｍｍ〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスが使用される。

義歯システムを製造するための１つの本発明による変化態様においては、縁削り時または外周削り時に、とりわけ第２の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールの作製時に、０．５〜１．５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドが使用され、工具直径の１５％以下が側方に送られる。

本発明による方法の１つの代替的な変化態様においては、１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドが使用され、工具直径の１０％以下、とりわけ７．５％以下が側方に送られる。

１つの別の代替的な変化態様においては、５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスが使用され、工具直径の１０％以下、とりわけ５％以下が側方に送られる。

縁削りまたは外周削りでは、深さ方向において、送りは工具直径の５０％〜１５０％である。

方法の１つの別の本発明による変化態様においては、溝フライス加工時、とりわけ、第１の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールの作製時に、０．５〜１．５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドが使用され、工具直径の１５％以下の食い込み深さでの送りが行われる。

代替的な変化態様として、１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドが使用され、工具直径の１０％以下、とりわけ７．５％以下の食い込み深さでの送りが行われる。

別の変化態様として、５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスが使用され、工具直径の１０％以下、とりわけ５％以下の食い込み深さで送りが行われる。

溝フライス加工では、深さ方向において送りは工具直径の５０〜１５０％である。

本発明による方法の１つの変化態様においては、フライス加工の際に、１００ｍ／ｍｉｎ超、とりわけ１０〜１００ｍ／ｍｉｎ、特に有利には２５〜５０ｍ／ｍｉｎの切削速度が選択される。送りは、４００〜１，２００ｍｍ／ｍｉｎ、とりわけ６００〜８００ｍｍ／ｍｉｎまたはとりわけ１００〜６００ｍｍ／ｍｉｎ、特に有利には２００〜４００ｍｍ／ｍｉｎである。ドリリングの際には、１０〜１００ｍ／ｍｉｎ、とりわけ２５〜５０ｍ／ｍｉｎの切削速度が選択される。送りは、５〜７５ｍｍ／ｍｉｎ、とりわけ１０〜２０ｍｍ／ｍｉｎである。オプションとして、削片を除去しながらドリリングが行われ、それによって高い熱発生が回避される。

本発明による義歯システムは、本発明による方法の上記の変化態様によって得られる。

以下では、本発明を、実施例に基づいて、図面と関連させて詳細に説明する。

３つの異なる概略図を示し、（ａ）はインプラントの受容開口部を上から見た図を示し、（ｂ）は受容開口部の断面図を示し、（ｃ）は斜視図を示し、ここで３つのいずれの図においても、インプラントは一部だけが図示されており、したがって例えばインプラントを骨に固定する際に用いる雄ねじ山は図示されていない。 アバットメントのフライス加工された実施形態の一部の２つの異なる概略図を示し、（ａ）は側面図を示し、また（ｂ）はアバットメント根本部分の領域Ａ−Ａにおけるアバットメントの断面図を示す。 （ａ）は図２に示したフライス加工された実施形態におけるアバットメントの一部の別の概略的な側面図、ならびにアバットメント根本部分およびアバットメント頭部の一部を下から見た図を示し、また（ｂ）は研削された実施形態における従来技術によるアバットメントの側面図、ならびにアバットメント根本部分およびアバットメント頭部の一部を下から見た図を示し、ここでアバットメント根本部分に配置されているロック面はそれぞれハッチングで表されている。 アバットメント根本部分の横断面およびアバットメント頭部の一部を下から見た、従来技術から公知である、アバットメントの研削された実施形態の別の比較例の概略図を示す。

本発明による義歯システムの製造、特にコーナアールの加工は、超短パルスレーザを用いて行われる。本発明による方法の１つの有利な変化態様においては、超短パルスレーザのパルス持続時間が１０ｐｓ（ピコ秒）である。使用されるレーザは、１０ワットの平均出力、５０ｋＨｚ〜８．２ＭＨｚのパルス周波数および１，０６４ｎｍ（ナノメートル）の波長を有している。１つの別の有利な変化態様においては、レーザ出力が８ワットであり、またパルス周波数が１００ｋＨｚである。レーザの例示的な走査速度は、１００ｍｍ／ｓである。

１つの別の変化態様においては、本発明による義歯システムの製造が、従来のＣＮＣフライス機にクランプされる、オールダイヤモンド製のフライスおよび／またはドリルを用いて行われる。１つの例示的な変化態様においては、ドリリングが切削速度２０（ｍ／ｍｉｎ）かつ２ｍｍ／ｍｉｎの送りで行われる。使用されるドリルは、例えば１．８ｍｍの直径および６ｍｍの長さを有している。１つの例示的な変化態様においては、フライス加工が切削速度２０（ｍ／ｍｉｎ）かつ２００ｍｍ／ｍｉｎの送りで行われる。使用されるフライスは、例えば１．８ｍｍの直径および３ｍｍの長さを有している。

１つの有利な変化態様においては、超短パルスレーザを用いる加工と、オールダイヤモンドから成るフライス／ドリルを用いる加工とが組み合わされる。

図１の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）においては、ジルコニア（ＺｒＯ₂）から成るインプラント１の実施形態の３つの異なる図が概略的に示されている。インプラントの一部のみが、特に内側幾何学の例示的な実施形態が図示されている。通常の場合、顎骨に取り付けるためにインプラントが有している雄ねじ山は図１には図示していない。

部分的に示されているインプラント１、特にその内側幾何学は、オールダイヤモンド工具を用いたフライス加工によって、および／または超短パルスレーザを用いたレーザ除去によって製造された。インプラントの受容開口部１１は、コーナアールＲ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２およびＲ３を有しており、これらのコーナアールは、受容開口部の内壁によって形成される。図１に図示した実施形態においては、内壁がキー係合部１３、２つの嵌合円筒状受容開口部１４，１４’およびアンダーカット１５を有している。コーナアールＲ１はキー係合部１３に配置されており、コーナアールＲ２およびＲ２２は嵌合円筒部に配置されており、またコーナアールＲ３はアンダーカットに配置されている。キー係合部１３は、アバットメント（図１の（ａ）〜（ｃ）には図示せず）を、回転に対して安定して位置決めするために使用される。図１の（ａ）、（ｂ）および（ｃ）に示した実施形態においては、キー係合部１３がインプラント１の遠位端部に配置されており、このキー係合部１３は、とりわけ３つの係合領域１３０，１３０’および１３０’’によって形成される。コーナアールＲ１およびＲ１１は、キー係合部の係合領域１３０，１３０’および１３０’’に配置されている。コーナアールＲ２，Ｒ２２およびＲ３は、軸線方向（軸線Ａ）に見て、コーナアールＲ１およびＲ１１に対して近位に位置している。コーナアールＲ１およびＲ１１は、いわゆるインデクシングアールである。アバットメント（図１には図示せず）がインプラント１に結合されると、それらのインデクシングアールは、アバットメント根本部分の位置決め部材に配置されている別のインデクシングアールと一致する。係合領域１３０，１３０’および１３０’’は、アバットメント根本部分の位置決め部材と、形状結合による作用結合部を形成するので（図２のアールＲ１３，Ｒ１２を参照されたい）、アバットメントをインプラントにおいて、回転に対して安定性に位置決めすることができる。研削によって加工されたインプラントおよびアバットメントと比較すると、それら２つの部品間に回転遊びはほぼ生じない。コーナアールＲ２，Ｒ２２は、嵌合円筒状受容開口部１４，１４’に配置されており、またアバットメント根本部分（図１には図示せず）に配置されている別のコーナアールと一致する。嵌合円筒状受容開口部１４，１４’と、アバットメント根本部分における、それに対応する嵌合円柱部との間には滑りばめが生じる。コーナアールＲ２およびＲ２２は、いわゆるブラインドホールアールである。図１に示した本発明の実施形態においては、キー係合部１３および嵌合円筒状受容開口部１４に対して近位方向に見て、コーナアールＲ３を有しているアンダーカット１５が配置されている。コーナアールＲ３は、いわゆる溝アールである。アバットメント（図１には図示せず）がインプラント１に結合されると、溝アールは、アバットメント根本部分の固定部材に配置されているコーナアールと一致する。アンダーカット１５および固定部材は、形状結合による作用結合部を形成するので、アバットメントはインプラントにおいて軸線方向に固定される。

図１の（ａ）〜（ｃ）による有利な実施形態においては、コーナアールＲ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２ならびにＲ３が０．１５ｍｍ以下、とりわけ０．１ｍｍ以下、特に有利には０．０５ｍｍ以下である。

図２の（ａ），（ｂ）は、ジルコニアから成るアバットメント２の実施形態の一部を概略的に示し、このアバットメント２を、図１の（ａ）〜（ｃ）に示したインプラント１の受容開口部と結合させることができる。これはアバットメントの一部を示している。位置決め部材２３，２３’，２３’’を備えたアバットメント根本部分２２の一部およびアバットメント２１の頭部のみが図示されている。アバットメント根本部分に同様に配置されている固定部材および嵌合円柱部として形成されているアバットメント根本部分の別の部分は図示していない。位置決め部材はコーナアールＲ１２およびＲ１３を有している。

キー係合部１３の係合領域１３０，１３０’，１３０’’に配置されているコーナアールＲ１およびＲ１１は、位置決め部材のコーナアールＲ１２およびＲ１３と一致する。キー係合部１３の係合領域１３０，１３０’，１３０’’およびアバットメント根本部分の位置決め部材２３，２３’，２３’’は、形状結合による作用結合部を形成するので、アバットメント２をインプラント１において、回転に対して安定して位置決めすることができる（図２においては見て取ることはできない）。

コーナアールＲ１，Ｒ１１，Ｒ１２およびＲ１３は０．１５ｍｍ以下、とりわけ０．１０ｍｍ以下、特に有利には０．０５ｍｍ未満である。さらに、アバットメント根本部分２２は、例えばねじを受容するための、開口部２４を有している。

アバットメント、特にアバットメント根本部分２２は、オールダイヤモンドから成るフライス工具によって、および／または超短パルスレーザを用いたレーザ除去によって製造されたものである。

図３の（ａ）は、図２に示したアバットメント２の別の側面図、ならびにアバットメント根本部分２２およびアバットメント２１の頭部を下から見た別の図を示す。図２に示したものと比較すると、図３の（ａ）には、３つの位置決め部材２３，２３’，２３’’に配置されているロック面２５（ハッチングで表されている）のうちの１つを見て取ることができる。

図３の（ｂ）には、図３の（ａ）のアバットメントと同等のものが示されているが、しかしながらこのアバットメントは、ジルコニアボディの研削によって所望のように成形された点で異なっている。これにより得られるアバットメントの幾何学は、従来技術から公知である。アバットメント頭部３１およびアバットメント根本部分３３を備えたアバットメント３が側面図で示されている。同様に、位置決め部材３２，３２’，３２’’に配置されているロック面３５（ハッチングで表されている）も見て取ることができる。アバットメント３を下から見た図においては、位置決め部材３２，３２’，３２’’に配置されているコーナアールＲ３１およびＲ３２を見て取ることができる。図３の（ａ）に示したアバットメントと同様に、それらのコーナアールはいわゆるインデクシングアールである。

本発明によるアバットメント２と従来技術から公知の幾何学のアバットメントとを対比させることによって、小さいコーナアールの利点、ここではＲ３１およびＲ３２と比較したインデクシングアールＲ１２，Ｒ１３の利点が明らかになる。

インデクシングアールＲ１２，Ｒ１３は、超短パルスレーザを用いて、および／またはオールダイヤモンド工具を用いたフライス加工によって製造された。図３の（ｂ）に示されているＲ３１およびＲ３２は研削によって製造された。

インデクシングアールＲ１２，Ｒ１３，Ｒ３１，Ｒ３２は、アバットメント根本部分２２，３３にも、インプラントの受容開口部にも設けられている（図１のＲ１，Ｒ１１を参照されたい）。アバットメント根本部分は、開口部３４を有しており、この開口部３４は、アバットメント３をインプラントに付加的に固定するために使用される。アバットメント２，３がインプラントに結合されると、位置決め部材２３，２３’，２３’’，３２，３２’，３２’’が、キー係合部の係合領域１３０，１３０’，１３０’’に係合され、形状結合による作用結合部を形成する。図３の（ａ）に示した本発明による実施形態に関して、コーナアールＲ１２，Ｒ１３とコーナアールＲ１，Ｒ１１とは一致する。研削されたアールでは平均して５°である、アバットメントとインプラントとの間の回転遊びを、レーザ法を用いて、および／またはオールダイヤモンドから成るドリルまたはフライスを用いた加工によって、キー係合部および位置決め部材に配置されたコーナアールを作製することによって、平均して５倍縮小することができる。

回転に対して安定性の位置決めを行うために、ロック面２５（ハッチングで表されている）が使用され、このロック面２５は、キー係合部の係合領域１３０，１３０’，１３０’’に配置されているロック面と一致する。０．１５ｍｍ未満、とりわけ０．１ｍｍ未満の非常に小さいコーナアールに起因して、位置決め部材２３，２３’，２３’’には相応に大きいロック面２５，２５’，２５’’が残存している。同一のことが、インプラントにおけるキー係合部の対応する係合領域の面についても当てはまる。より小さいコーナアールに起因して使用することができるより大きいロック面は、安定した結合、およびアバットメントとインプラントとの間の改善された力伝達を実現する。

アバットメント３の幾何学とアバットメント２の幾何学との比較から分かるように、ロック面３５は遙かに小さく形成されている。アバットメント３は、従来技術から公知の慣例の研削によって加工されたものである。

コーナアールＲ１２およびＲ１３とは異なりジルコニア未加工体を研削することによって形成されたコーナアールＲ３１およびＲ３２は相応により大きく形成されており、その結果、アバットメントの位置決め部材に残存するロック面３５はより小さくなっている。このことは、インプラントにおけるアバットメントの回転に対して安定性の位置決めに不利に作用する。

同様に図３の（ａ）および図３の（ｂ）から見て取ることができるように、アバットメント根本部分２２，３３とアバットメント頭部との間には、周方向に延びる外側アールＲ２６およびＲ３６が配置されている。外側アールＲ２６は、超短パルスレーザを用いた加工によって作製されており、０．１５ｍｍ未満、とりわけ０．１ｍｍ未満の値を有している。アバットメント２がインプラントに結合されると、小さいコーナアールＲ２６に起因して、頭部２がインプラントに載置され（図３の（ａ），（ｂ）においてインプラントは見て取ることはできない）、アバットメント頭部と、インプラントの遠位に配置された、周方向に延びる縁部との間には、周方向に延びる最小の間隙しか生じない。

これは、従来技術から公知である、研削を用いて加工されたアバットメントの実施形態では生じない。アールＲ３６は少なくとも０．２ｍｍである。これに起因して、アバットメントはインプラントに挿入された状態において、インプラントの遠位に配置された、周方向に延びる縁部に載置されず、その結果、アバットメント頭部とインプラントとの間には不所望に大きい間隙が生じる。

図４には、従来技術から公知である、アバットメントの研削された別の実施形態が概略的に示されている。

アバットメントの頭部と、それに続くアバットメント根本部分４２を有するアバットメントを下から見た図が示されている。コーナアールＲ４６は外側アールである。Ｒ４７はコーナアールではなく、アバットメント根本部分４２自体のアールである。この実施形態においては、例示的に、アバットメント根本部分４２が研削されて、０．３ｍｍの外側アールが形成された。この値を下回るコーナアールを研削によって製造することは、経済的にも技術的にも非常に困難である。コーナアールが研削によって形成されることに起因して、アバットメント根本部分４２の材料厚さは、アバットメント頭部の出口部分における「Ｄ」から、図示した断面における「ｄ」に低減する。このアバットメントがインプラントに結合されると、「Ｄ」および「ｄ」によってシンボリックに表されている断面積の低減に起因して、アバットメント根本部分とインプラント（図４には図示されていない）における受容開口部との間に回転遊びが生じる。この回転遊びは不所望である。参照番号４３は、アバットメント根本部分４２における貫通孔をシンボリックに表しており、この貫通孔は、結合ねじを受容するために使用される。コーナアールを研削によって形成する際の材料厚さの低減に起因して、アバットメント根本部分の断面積が縮小し、その結果、アバットメント根本部分の破損を排除することはできない。

計算例
例えば、頭部４１からアバットメント根本部分４２への出口部分の領域におけるＤ＝０．７７８ｍｍを想定し、また研削によって０．３ｍｍのコーナアールＲ４６を形成する場合、ｄの値は僅か０．１７８ｍｍである。

図３の（ｂ）および図４に図示した、従来技術から公知の２つの幾何学を比較すると、研削によって加工される、ジルコニアから成る義歯システムの設計自由度が制限されていることがここでもまた示されている。

図４に示したアバットメントがインプラントに結合されると、アバットメントは、所望されているように、インプラントの遠位において周方向に延びる縁部に載置される。何故ならば、アールＲ４６は、そのために必要とされる寸法まで研削されているからである。しかしながら、アバットメント根本部分の断面は、材料除去によって、インプラントにおけるアバットメントの安定性がもはや保証されない程に低減している。

図３の（ｂ）においては、アバットメント根本部分３３がインプラントに挿入された状態での位置安定性および材料安定性は確かに保証されているが、しかしながらこの状態においては、インプラントの遠位に配置されている縁部とアバットメント頭部との間に不所望な間隙が生じる。

Claims (40)

1. ジルコニア（ＺｒＯ₂）から成る、少なくとも１つの第１の歯科プロテーゼ補綴部品（１）および少なくとも１つの第２の歯科プロテーゼ補綴部品（２）を含んでいる義歯システムであって、
   前記２つの補綴部品は、それぞれコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）を有しており、該コーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）は、前記第１の補綴部品（１）が前記第２の補綴部品（２）と作用結合することによって相互に一致する、義歯システムにおいて、
   前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３）および／または前記第２の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアール（Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）のうちの少なくとも１つは、０．１５ｍｍ以下の値を有しており、
   前記少なくとも１つのコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）の作製は、レーザ法を用いた除去、および／またはオールダイヤモンドまたは立方晶窒化ホウ素から成るドリル工具および／またはフライス工具を用いた加工によって行われていることを特徴とする、義歯システム。
2. 前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３）および／または前記第２の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアール（Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）のうちの少なくとも１つは、０．１０ｍｍ以下の値を有していることを特徴とする、請求項１に記載の義歯システム。
3. 前記少なくとも１つのコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）は、０．０５ｍｍ〜０．１ｍｍの範囲にあることを特徴とする、請求項１または２記載の義歯システム。
4. 前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品（１）および／または前記第２の歯科プロテーゼ補綴部品（２）の前記少なくとも１つのコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）は、凹状の幾何学を有しているコーナアールであることを特徴とする、請求項１から３までのいずれか１項に記載の義歯システム。
5. 前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品（１）および／または前記第２の歯科プロテーゼ補綴部品（２）の前記少なくとも１つのコーナアールは、水平方向の平面に対して４５°傾斜された形状を有しているコーナアールであることを特徴とする、請求項１から４までのいずれか１項記載の義歯システム。
6. 前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品は、インプラント（１）であり、該インプラントのコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３）は、前記少なくとも１つの第２の歯科プロテーゼ補綴部品（２）のコーナアール（Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）に一致することを特徴とする、請求項１から５までのいずれか１項記載の義歯システム。
7. 前記インプラント（１）のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３）は、該インプラントの受容開口部の内壁によって形成されており、アバットメントのコーナアール（Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）は、アバットメント根本部分に配置されていることを特徴とする、請求項６記載の義歯システム。
8. 前記内壁は、キー係合部（１３）を形成し、前記アバットメント根本部分は、前記位置決め部材（２３，２３’，２３’’）を有しており、前記キー係合部（１３）のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１）と前記位置決め部材のコーナアール（Ｒ１２，Ｒ１３）とは一致し、前記キー係合部は、前記位置決め部材と形状結合による作用結合部を形成し、それにより前記アバットメント（２）は、前記インプラント（１）において回転に対して安定して位置決めされることを特徴とする、請求項７記載の義歯システム。
9. 前記受容開口部の前記内壁は、アンダーカット（１５）を形成し、前記アバットメント根本部分は、固定部材を有しており、前記アンダーカット（１５）のコーナアールと前記固定部材のコーナアールとは一致し、前記アンダーカット（１５）は、前記固定部材と形状結合による作用結合部を形成し、それにより前記アバットメント（２）は、前記インプラント（１）において軸線方向に固定されることを特徴とする、請求項７または８記載の義歯システム。
10. 受容開口部の内壁は、少なくとも１つの嵌合円筒開口部（１４，１４’）を形成し、アバットメント根本部分は、嵌合円柱部を有しており、前記嵌合円筒開口部（１４，１４’）のコーナアールと前記嵌合円柱部のコーナアールとは一致し、前記嵌合円柱部および前記嵌合円筒開口部（１４，１４’）は、形状結合による作用結合部を形成し、それにより嵌合円柱部と前記嵌合円筒開口部との間に滑りばめが生じることを特徴とする、請求項６から８までのいずれか１項記載の義歯システム。
11. 前記インプラント（１）の前記受容開口部は、コーナアールを備え、遠位方向に位置し、かつ周方向に延びる縁部を有していることを特徴とする、請求項７から１０までのいずれか１項記載の義歯システム。
12. １つのコーナアール（Ｒ２６）は、アバットメント頭部（２１）とアバットメント根本部分（２２）との間の移行部において周方向に延びていることを特徴とする、請求項１から１１までのいずれか１項記載の義歯システム。
13. 前記ジルコニア（ＺｒＯ₂）は、既に焼結されたジルコニアであることを特徴とする、請求項１から１２までのいずれか１項記載の義歯システム。
14. 前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）の基体の成形、特に所望のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）の形成を、超短パルスレーザを用いた前記ジルコニアの除去によって行うことを特徴とする、請求項１から１３までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
15. 前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）の基体の成形は、所望のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）の形成であることを特徴とする、請求項１４に記載の方法。
16. インプラント（１）のキー係合部（１３）のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１）およびアバットメント（２）の位置決め部材（２３，２３’，２３’’）のコーナアール（Ｒ１２，Ｒ１３）の作製を、超短パルスレーザを用いた前記ジルコニアの除去によって行うことを特徴とする、請求項１５記載の、義歯システムを製造するための方法。
17. 前記超短パルスレーザがピコ秒レーザであることを特徴とする、請求項１６に記載の方法。
18. 前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）の基体の成形を、オールダイヤモンドまたは立方晶窒化ホウ素から成るドリル工具および／またはフライス工具を用いて行うことを特徴とする、請求項１から１３までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
19. 前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）の基体の成形は、前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）のコーナアール（Ｒ１，Ｒ１１，Ｒ２，Ｒ２２，Ｒ３，Ｒ２６，Ｒ１２，Ｒ１３）の成形であることを特徴とする、請求項１８に記載の義歯システムを製造するための方法。
20. 前記歯科プロテーゼ補綴部品（１，２）の基体の加工を、さらなる方法ステップにおいて、超短パルスレーザを用いた除去によって行うことを特徴とする、請求項１８または１９記載の義歯システムを製造するための方法。
21. フライス加工の際に、０．５ｍｍ〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用するか、または５ｍｍ〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスを使用することを特徴とする、請求項１８から２０までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
22. 縁削り時または外周削り時に、０．５〜１．５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の１５％以下を側方に送るか、または、１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の１０％以下を側方に送るか、または、５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスを使用する場合は、工具直径の１０％以下を側方に送ることを特徴とする、請求項２１記載の義歯システムを製造するための方法。
23. 前記縁削り時または外周削り時は、前記第２の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールの作製時であることを特徴とする、請求項２２記載の義歯システムを製造するための方法。
24. 前記１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の７．５％以下を側方に送ることを特徴とする、請求項２２記載の義歯システムを製造するための方法。
25. 前記５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスを使用する場合は、工具直径の５％以下を側方に送ることを特徴とする、請求項２２記載の義歯システムを製造するための方法。
26. 深さ方向において、前記送りは前記工具直径の５０〜１５０％であることを特徴とする、請求項２２記載の義歯システムを製造するための方法。
27. 溝フライス加工時に、０．５〜１．５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の１５％以下の食い込み深さでの送りを行うか、または、１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の１０％以下の食い込み深さでの送りを行うか、または、５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスを使用する場合は、工具直径の１０％以下の食い込み深さでの送りを行うことを特徴とする、請求項２１から２６までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
28. 前記溝フライス加工時は、前記第１の歯科プロテーゼ補綴部品のコーナアールの作製時であることを特徴とする、請求項２７記載の義歯システムを製造するための方法。
29. 前記１．５〜５ｍｍの工具直径を有しているフライスヘッドを使用する場合は、工具直径の７．５％以下の食い込み深さでの送りを行うことを特徴とする、請求項２７記載の義歯システムを製造するための方法。
30. 前記５〜２０ｍｍの工具直径を有している側フライスを使用する場合は、工具直径の５％以下の食い込み深さでの送りを行うことを特徴とする、請求項２７記載の義歯システムを製造するための方法。
31. 側方の送りは、前記工具直径の１００％までであることを特徴とする、請求項２７から３０までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
32. フライス加工時に、選択される切削速度は、１００ｍ／ｍｉｎ超であり、選択される送りは、４００〜１，２００ｍｍ／ｍｉｎであり、ドリリング時に、１０〜１００ｍ／ｍｉｎの切削速度を選択し、送りは、５〜７５ｍｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項１８から３１までのいずれか１項記載の義歯システムを製造するための方法。
33. 前記フライス加工時に、選択される切削速度は、１０〜１００ｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
34. 前記フライス加工時に、選択される切削速度は、２５〜５０ｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
35. 前記フライス加工時に、選択される送りは、６００〜８００ｍｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
36. 前記フライス加工時に、選択される送りは、１００〜６００ｍｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
37. 前記フライス加工時に、選択される送りは、２００〜４００ｍｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
38. 前記ドリリング時に、２５〜５０ｍ／ｍｉｎの切削速度を選択することを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
39. 前記ドリリング時に、送りは、１０〜２０ｍｍ／ｍｉｎであることを特徴とする、請求項３２記載の義歯システムを製造するための方法。
40. 請求項１４から３９までのいずれか１項記載の方法によって得られる義歯システム。

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