TWI739701B

TWI739701B - 牙植入物

Info

Publication number: TWI739701B
Application number: TW109146834A
Authority: TW
Inventors: 李明駿; 邱佑宗
Original assignee: 財團法人工業技術研究院
Priority date: 2020-12-30
Filing date: 2020-12-30
Publication date: 2021-09-11
Also published as: CN114681080A; TW202224646A

Abstract

一種牙植入物，具有一中心腔與一強度調整結構。中心腔的一第一開口與強度調整結構的一第二開口都位於牙植入物的一頂面。強度調整結構位於中心腔與牙植入物的一側表面之間。強度調整結構在牙植入物的一長度方向上的一第一深度與中心腔在牙植入物的長度方向上的一第二深度的比值大於0且小於等於0.8。

Description

牙植入物

本發明是有關於一種植入物，且特別是有關於一種牙植入物。

隨著年齡的增長，尤其是65歲以上的高齡人口，其牙齒可能會逐漸脫落。此外，若口腔衛生保健不佳，所產生的如牙周病以及蛀牙等嚴重的問題也可能導致須移除自然牙並進行植牙手術以提供原本牙齒應有的功能。然而，臨床上最常發生的問題是在植牙一段時間後因使用不當而導致牙釘被破壞。由於植牙時會將牙齒跟神經抽掉，因此病患不會再感受到牙齒的咬合力的大小，導致常有病患長期咬合力過大而使得牙釘最終被破壞。

本發明提供一種牙植入物，可改善牙植入物容易被破壞的問題。

本發明的牙植入物具有一中心腔與一強度調整結構。中心腔的一第一開口與強度調整結構的一第二開口都位於牙植入物的一頂面。強度調整結構位於中心腔與牙植入物的一側表面之間。強度調整結構在牙植入物的一長度方向上的一第一深度與中心腔在牙植入物的長度方向上的一第二深度的比值大於0且小於等於0.8。

在本發明的一實施例中，強度調整結構連續地環繞中心腔的周圍。

在本發明的一實施例中，強度調整結構包括彼此分離的多個獨立槽，獨立槽分布於中心腔的周圍。

在本發明的一實施例中，獨立槽的數量小於等於30。

在本發明的一實施例中，強度調整結構內填有高分子材料。

在本發明的一實施例中，強度調整結構內的高分子材料的楊氏模數大於等於500 MPa且小於等於4000 MPa。

在本發明的一實施例中，牙植入物在中心腔與強度調整結構之間的一最小壁厚大於等於0.1 mm。

在本發明的一實施例中，牙植入物在中心腔與強度調整結構之間的一第一最小壁厚與牙植入物在強度調整結構與側表面之間的一第二最小壁厚的比例大於等於0.1且小於等於5。

基於上述，在本發明的牙植入物中，強度調整結構可以緩解病患咬合牙齒時產生的應力集中的問題，以提高植入後的穩定性並延長牙植入物的使用壽命。

圖1是依照本發明的一實施例的牙植入物的立體示意圖。圖2是圖1的牙植入物的剖面示意圖。請參照圖1與圖2，本實施例的牙植入物100具有一中心腔110與一強度調整結構120。中心腔110的一第一開口P10與強度調整結構120的一第二開口P20都位於牙植入物100的一頂面S12。換言之，中心腔110與強度調整結構120都是從牙植入物100的頂面S12向下延伸的空間，而不是整個埋在牙植入物100的內部的孔隙或是其他形式的空間。強度調整結構120位於中心腔110與牙植入物100的一側表面S14之間。強度調整結構120在牙植入物100的一長度方向L10上的一第一深度D20與中心腔110在牙植入物100的長度方向L10上的一第二深度D10的比值大於0且小於等於0.8。

牙植入物100是用於固定在病患的顎骨上的植入物，也就是直接與病患的顎骨接觸並與之固定的植入物。牙植入物100的中心腔110是用於容納內置固定物（未繪示），然後再將依據病患需求而客製化的人工牙冠（未繪示）安裝在內置固定物的頂部。

在本實施例的牙植入物100中，透過設置強度調整結構120，可讓牙植入物100的側壁的結構強度適度地削弱。如此一來，牙植入物100的韌性可以提高。並且，在使用牙植入物100的病患進行咬合的過程中，牙植入物100受到的外力可以被分散地傳遞，降低牙植入物100與周圍的顎骨承受的應力，進而避免因咬合力過大而造成牙植入物100或甚至顎骨被破壞。因此，本實施例的牙植入物100具有較長的使用壽命。

圖3是對圖1的牙植入物進行應力分析時所使用的模型的示意圖。為了瞭解傳統的牙植入物與牙植入物100在實際應用時的應力分佈狀況，建立了如圖3的模型。此外，圖3中是以放置本發明的一實施例的牙植入物100為例，但也可以替換為傳統的不具有強度調整結構的牙植入物以進行比較例的應力分析。圖3的模型中骨頭40的部分分為兩層，分別是外圈的緻密骨以及內部的疏質骨。牙植入物100的中心腔110內容納了內置固定物，例如是內置螺釘50。模型中骨頭被設定為受到完全拘束，也就是不會有任何位移。當內置固定物是內置螺釘50時，牙植入物的中心腔的腔壁可設置有對應的螺紋，但圖1與圖2中未繪示。

圖4A與圖4B分別是對使用傳統的牙植入物與本發明的實施例的牙植入物時的周圍骨頭進行應力分析得出的應力分佈圖。圖4A與圖4B是以圖3的模型進行應力分析，並從內置螺釘的頂端施加垂直力。從圖4A可以看出，當使用傳統的牙植入物並從內置螺釘的頂端施加垂直力時，周圍骨頭受到最大應力（Max）的位置大約在與牙植入物的頂部接觸的位置，而受到最小應力（Min）的位置大約在底部，即應力分佈極不均勻，故很容易讓骨頭在承受最大應力的位置崩壞。反之，從圖4B可以看出，當使用本發明的一實施例的牙植入物並從內置螺釘的頂端施加垂直力時，周圍骨頭受到最大應力與最小應力的位置都大約在中間深度的位置，且應力分佈相對均勻許多，故可以大幅避免骨頭崩壞。並且，圖4B中的最大應力也遠低於圖4A中的最大應力。

圖5A與圖5B分別是對使用傳統的牙植入物與本發明的實施例的牙植入物時的牙植入物進行應力分析得出的應力分佈圖。圖5A與圖5B是以圖3的模型進行應力分析，並從內置螺釘的頂端施加垂直力。從圖5A可以看出，當使用傳統的牙植入物並從內置螺釘的頂端施加垂直力時，傳統的牙植入物的頂部是受到最大應力的位置，而受到最小應力的位置大約在底部，即應力分佈極不均勻，故很容易讓傳統的牙植入物在承受最大應力的位置損壞。反之，從圖5B可以看出，當使用本發明的一實施例的牙植入物並從內置螺釘的頂端施加垂直力時，本發明的一實施例的牙植入物受到最大應力與最小應力的位置相當接近，且應力分佈相對均勻許多，故可以大幅避免本發明的一實施例的牙植入物損壞。並且，圖5B中的最大應力也遠低於圖5A中的最大應力。

圖6A與圖6B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。請參照2與圖6A，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使其受到的最大應力就跟著明顯地下降。請參照2與圖6B，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使其受到的最大應力也跟著明顯地下降。

圖7A與圖7B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。請參照2與圖7A，本實施例的強度調整結構120可以是一個強度弱化槽。從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力將會下降。請參照2與圖7B，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力也會下降。

圖8A與圖8B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。請參照2與圖8A，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力有下降的趨勢。請參照2與圖8B，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力也有下降的趨勢。

圖9A與圖9B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於強度調整結構的深度的關係圖。請參照2與圖9A，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20在一定大小之後，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量有下降的趨勢。請參照2與圖9B，從圖中可以看出，當強度調整結構120的第一深度D20從0開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量也有下降的趨勢。

根據上述說明，可以再次證明本實施例的牙植入物100在受到外力時所承受的應力分佈會較為均勻，可以避免牙植入物100與顎骨被破壞，增加牙植入物100的使用壽命。並且，通過應力分析可以發現，當強度調整結構120的第一深度D20與中心腔110的第二深度D10的比值大於0且小於等於0.8時，牙植入物100會有較長的使用壽命。舉例來說，相較於傳統的牙植入物，本發明的實施例的牙植入物所受到的最大應力下降了7%約，周圍骨頭所受到的最大應力下降了約80%，植入後的穩定性提升33%。

在本實施例中，牙植入物100例如是由單一材料一體成形。例如，可以合金先形成具有中心腔110的牙植入物100，然後再挖出強度調整結構120，但本發明不以此為限。此外，本實施例的強度調整結構120是連續地環繞中心腔110的周圍。從另一角度來說，本實施例的強度調整結構120是呈現筒狀的，而中心腔110位於筒狀的強度調整結構120內。

請再參照圖2，本實施例中，牙植入物100在中心腔與強度調整結構120之間具有一第一最小壁厚T10，而牙植入物100在強度調整結構120與側表面S14之間具有一第二最小壁厚T20。

圖10A與圖10B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。請參照2與圖10A，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使其受到的最大應力就跟著增加。請參照2與圖10B，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使其受到的最大應力在明顯地下降之後緩步上升。

圖11A與圖11B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。請參照2與圖11A，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力很快地明顯下降。請參照2與圖11B，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力也跟著下降。

圖12A與圖12B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。請參照2與圖12A，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力先下降後再上升。請參照2與圖12B，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力也先下降後再上升。

圖13A與圖13B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。請參照2與圖13A，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量就跟著增加。請參照2與圖13B，從圖中可以看出，當第一最小壁厚T10/第二最小壁厚T20的比例開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量在明顯地下降之後上升。

通過應力分析可以發現，牙植入物100在中心腔110與強度調整結構120之間的第一最小壁厚T10可以是大於等於0.1 mm。此外，牙植入物100在中心腔110與強度調整結構120之間的第一最小壁厚T10與牙植入物100在強度調整結構120與側表面S14之間的第二最小壁厚T20的比例大於等於0.1且小於等於5。如此，牙植入物100會有較長的使用壽命。

圖14是依照本發明的另一實施例的牙植入物的剖面示意圖。請參照圖14，本實施例的牙植入物200與圖1的牙植入物100相似，差異在於本實施例的強度調整結構220包括彼此分離的多個獨立槽222，這些獨立槽222分布於中心腔210的周圍。從另一角度來說，本實施例的強度調整結構220是不連續地環繞中心腔210的周圍。本實施例的強度調整結構220例如是呈現棒狀的排列在中心腔210的周圍。獨立槽222的數量例如是大於等於5個，且獨立槽222的數量也可以是小於等於30個。

圖15A與圖15B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。請參照14與圖15A，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使其受到的最大應力開始增加。請參照14與圖15B，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使其受到的最大應力呈現增加的趨勢。

圖16A與圖16B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。請參照14與圖16A，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力稍微下降。請參照14與圖16B，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力也稍微下降。

圖17A與圖17B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。請參照14與圖17A，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力明顯下降。請參照14與圖17B，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力也明顯下降。

圖18A與圖18B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。請參照14與圖18A，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量在增加後趨於固定。請參照14與圖18B，從圖中可以看出，當獨立槽的數量從5個開始增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量先降後升然後趨於穩定。

圖19是依照本發明的再一實施例的牙植入物的剖面示意圖。請參照圖19，本實施例的牙植入物300與圖1的牙植入物100相似，差異在於本實施例的強度調整結構120內填有高分子材料330。藉由高分子材料330的填充與選擇，可調整牙植入物300的剛性與韌性。高分子材料330也可提供緩衝的功效，使得應力更分散地傳遞，也能避免強度調整結構120內滋生細菌。

圖20A與圖20B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。請參照19與圖20A，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加垂直力於內置螺釘而使其受到的最大應力就跟著上升。請參照19與圖20B，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加斜向力於內置螺釘而使其受到的最大應力會先降後升。

圖21A與圖21B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。請參照19與圖21A，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加垂直力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力會先降後升。請參照19與圖21B，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加斜向力於內置螺釘而使牙植入物受到的最大應力會上升。

圖22A與圖22B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。請參照19與圖20A，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力會緩慢上升。請參照19與圖20B，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭受到的最大應力會緩慢上升。

圖23A與圖23B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。請參照19與圖20A，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加垂直力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量就跟著上升。請參照19與圖20B，從圖中可以看出，當高分子材料330的楊氏模數增加時，施加斜向力於內置螺釘而使周圍骨頭產生的最大變形量會跟著上升。

通過應力分析可以發現，強度調整結構內的高分子材料的楊氏模數不要太大比較好，例如是大於等於500 MPa且小於等於4000 MPa。

綜上所述，在本發明的牙植入物中，設置強度調整結構可模擬自然牙的周圍的牙周韌帶而提供類似的功能。因此，本發明的牙植入物可以改善施加在牙釘以及內置螺釘的應力過於集中的問題。並且，由於應力傳導途徑的改變，顎骨所受到的應力及產生的變形量亦有明顯的降低，可提高牙植入物植入後的穩定性並延長牙植入物的使用壽命。

40:骨頭 50:內置螺釘 100,200,300:牙植入物 110,210,310:中心腔 120,220:強度調整結構 P10:第一開口 P20:第二開口 S12:頂面 S14:側表面 L10:長度方向 D10:第二深度 D20:第一深度 T10:第一最小壁厚 T20:第二最小壁厚 222:獨立槽 330:高分子材料

圖1是依照本發明的一實施例的牙植入物的立體示意圖。圖2是圖1的牙植入物的剖面示意圖。圖3是對圖1的牙植入物進行應力分析時所使用的模型的示意圖。圖4A與圖4B分別是對使用傳統的牙植入物與本發明的實施例的牙植入物時的周圍骨頭進行應力分析得出的應力分佈圖。圖5A與圖5B分別是對使用傳統的牙植入物與本發明的實施例的牙植入物時的牙植入物進行應力分析得出的應力分佈圖。圖6A與圖6B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。圖7A與圖7B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。圖8A與圖8B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於強度調整結構的深度的關係圖。圖9A與圖9B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於強度調整結構的深度的關係圖。圖10A與圖10B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。圖11A與圖11B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。圖12A與圖12B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。圖13A與圖13B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於第一最小壁厚與第二最小壁厚的比例的關係圖。圖14是依照本發明的另一實施例的牙植入物的剖面示意圖。圖15A與圖15B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。圖16A與圖16B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。圖17A與圖17B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。圖18A與圖18B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於強度調整結構的獨立槽的數量的關係圖。圖19是依照本發明的再一實施例的牙植入物的剖面示意圖。圖20A與圖20B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時內置螺釘受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。圖21A與圖21B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時牙植入物受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。圖22A與圖22B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭受到的最大應力相對於高分子材料的楊氏模數的關係圖。圖23A與圖23B分別是施加垂直力與斜向力在本發明的實施例的牙植入物上時的周圍骨頭的最大變形量相對於高分子材料的楊氏模數的數量的關係圖。

100:牙植入物

110:中心腔

120:強度調整結構

P10:第一開口

P20:第二開口

S12:頂面

S14:側表面

L10:長度方向

D10:第二深度

D20:第一深度

T10:第一最小壁厚

T20:第二最小壁厚

Claims

一種牙植入物，具有一中心腔與一強度調整結構，其中該中心腔的一第一開口與該強度調整結構的一第二開口都位於該牙植入物的一頂面，該強度調整結構位於該中心腔與該牙植入物的一側表面之間，該強度調整結構在該牙植入物的一長度方向上的一第一深度與該中心腔在該牙植入物的該長度方向上的一第二深度的比值大於0且小於等於0.8。
如請求項1所述的牙植入物，其中該強度調整結構連續地環繞該中心腔的周圍。
如請求項1所述的牙植入物，其中該強度調整結構包括彼此分離的多個獨立槽，該些獨立槽分布於該中心腔的周圍。
如請求項3所述的牙植入物，其中該些獨立槽的數量小於等於30。
如請求項1所述的牙植入物，其中該強度調整結構內填有高分子材料。
如請求項1所述的牙植入物，其中該強度調整結構內的高分子材料的楊氏模數大於等於500 MPa且小於等於4000 MPa。
如請求項1所述的牙植入物，其中該牙植入物在該中心腔與該強度調整結構之間的一最小壁厚大於等於0.1 mm。
如請求項1所述的牙植入物，其中該牙植入物在該中心腔與該強度調整結構之間的一第一最小壁厚與該牙植入物在該強度調整結構與該側表面之間的一第二最小壁厚的比例大於等於0.1且小於等於5。