牙植入物

技术领域

本发明涉及一种牙植入物，所述牙植入物在其颈部区域中具有假体界面、芯部和至少一个螺纹，所述至少一个螺纹从颈部区域延伸到对置的顶端区域，其中，所述螺纹具有凹部，所述凹部上设置有用于切割骨骼的切割边缘，相应的切割边缘沿螺纹方向布置在凹部的后侧。

背景技术

为患者提供人工牙科假体取代一个或多个之前的天然牙齿时，通常需要兼具美学和医学背景。一方面，可以在视觉上给人一种全口义齿的印象。另一方面，牙齿的缺失也导致身体变化、如颌骨区域中的骨质流失、还存在牙齿朝产生的缝隙的方向发生移动或“移位”或导致对颌牙齿向外挤出。

如果牙科的植入物或牙植入物用作人工牙科假体替代品，其插入或尤其是拧入到产生的缝隙中的、颌骨中，在所述缝隙中，其与骨骼尽可能紧密地生长。从植入物上取下基台，所述基台随后承载可见的假牙(如牙冠)。

牙植入物通常具有带有螺纹的芯部，螺纹从颈部区域延伸到对置的顶端区域。植入物的假体界面允许与人工假牙、例如牙桥或牙冠连接。

在日益重要的患者即时护理中，通常只供应质量差的骨骼和/或软骨骼仅可用而已。

在这些情况下，已知的植入物只能有限地使用，因为这些植入物在实施后不允许直接负载。在软骨骼中，骨小梁是非常脆弱的。已知的具有自切割几何形状的植入物不能干净地切割软骨骼，而是将脆弱的结构敲碎，这阻碍了高度初期稳定性的实现。

EP 3 235 465 B1公开了一种牙植入物，所述牙植入物在其颈部区域中具有假体界面、芯部和从颈部区域延伸到对置的顶端区域的至少一个螺纹，其中，螺纹具有切割边缘。

EP 2 845 561 A1描述了一种尖端呈螺旋状的自攻型牙植入物。植入物的螺纹具有切割边缘。

发明内容

因此，本发明旨在提供一种牙植入物，所述牙植入物实现了高度可靠的初期稳定性。

根据本发明，该目的以如下方式实现，即相应的凹部具有切割区域，切割边缘布置在切割区域上；和与切割区域相邻的用于压缩骨组织的压缩区域。

本发明的优选实施例是从属权利要求的主题。

本发明基于以下考虑，即通过牙植入物对患者的即时护理变得越来越重要。在这些情况下，例如由于骨组织过于柔软或骨组织状况不佳，颌骨中的具体的植入区域通常是次优的。在此可成功使用的牙植入物必须在其结构中考虑到这些条件，并且能够实现可靠的护理。

牙植入物应该产生高度的初期稳定性，以便能够直接负载。

如目前公认的那样，这些要求可以通过螺纹和颈部区域中的结构和功能特征来满足。

尤其地，拧入过程中，与初期稳定性密切相关的转矩应该能够直接在拧入植入物时针对性被施加。由于在压缩区域，骨骼是根据外部轮廓限定的，即骨骼在轮廓上垂直于外部轮廓，即朝螺纹尖端压实，并挤压移位到螺纹通道中和螺纹侧面处，由此，一方面实现骨骼/植入物的高度接触，并且另一方面，特别是通过在此直接插入预压实的骨骼进一步改进了植入物的牢固持久性。特殊的骨骼压缩方式提高了所谓的初期稳定性，其在即时护理方面尤为重要。在此，由于咀嚼功能，植入物立即或在较短的时间后受到不可避免的负载。

螺纹方向对应于植入物插入方向。沿转动方向观察，切割边缘布置在切割区域的后侧。该位置有利的对应切割区域中切割边缘首先在骨骼拧入时掠过空间固定的设想位置而不会发生切割动作的区域。切割边缘优选布置在切割区域的与压缩区域间隔最远的端部上。

切割边缘被定向为，使得所述切割边缘在拧入或插入时不切割骨组织，并且在转动植入物时沿与插入方向相反的方向切割骨组织。有利地，切割边缘的角度基本上与通道形的容屑空间的角度相关。

切割区域尤其是在连续相反弯曲方向与压缩区域的特殊形状相邻。所述切割区域具有以下功能，即在植入物转回时，切割部减少骨骼，从而降低对骨骼的压缩。

如果在互操作性中，在插入植入物时出现过过高的拧入转矩，那么所述功能是特别重要的，其中，骨骼被过度压缩，或者植入床的结构中骨骼的硬度过高，而对植入产生不利影响。

对于外科医生来说现在可能的是，根据手术条件，以最佳方式控制植入物所需的拧入转矩或初期稳定性，而无需另外的工具或程序。

通过沿顺时针方向的拧入，切削槽的压缩区域起作用，并且通过短暂的回转，具有相反作用的切割区域开始工作。

有利地，压缩区域构造为倒圆形状，并且从最大凹陷深度的沿中心轴线的径向方向最接近的点观察，所述区域垂直于牙植入物的中心轴线，并且具有从所述位置开始有凹度的S曲线/S形曲线或正弦曲线。从靠近中心轴的S-曲线的凹部过渡到朝着植入物外部逐渐变细的凸部，S曲线优选具有半抛物线的形状，其斜率在向外或朝外的变化过程中按一定比例递减。

所述几何形状允许保护骨骼的递减的(在变化过程中减少的)挤压，即在拧入植入物时的相同的经过的圆弧中，在较大斜率的区域中，骨骼比在较小斜率的区域中更快地被向外挤压和压实。这产生骨骼保护的生理优势，因为最初较软的骨骼递增地被预压缩，因此，随后保护性递减地，通过尾部的斜率，骨骼局部达到其最终压缩。

S曲线、尤其是包含在其中的半抛物线的斜率可以在植入物长度的变化过程中，从顶端到冠端根据局部期望的挤压体积和挤压强度来改变。

有利地，切削槽的作用方式应该在植入物的竖直高度上改变。因此，在植入物的顶端端部上，深且径向宽地延伸的中断区域是有利的，而在植入物的冠端上部区域中，切削槽是不太深的且径向扩展的。对于有利的实施方案决定性的是通过尽可能坚固的冠端螺纹芯部实现的具有足够的机械稳定性的平衡结构，所述冠端螺纹芯部优选具有植入物接口相对于假体部件的内部几何形状。

此外，如已经实施的那样，骨硬度通常相对于植入物的顶端端部更软。在较低的区域，应该借助非常明显的切削槽来实现最强的压缩功能，切削槽朝冠端减小。通过螺纹芯部的朝冠端方向增大的横截面，额外地压缩骨骼。因为在所述区域中，骨骼变得越来越硬，所以压缩的压缩变化过程应该越来越多地转变为切割变化过程。

通过顶端的S曲线，压缩变化过程连续过渡到切割变化过程，S曲线朝冠端越来越多地转变为弧形曲线。在相应的骨区中的同时实现最佳挤压和切割功能的情况下，通过该有利的变化过程可以实现高度的机械稳定性。

此外，可以通过挤压部分的斜率变化过程中的上述的变化，从顶端(通常海绵状/柔软)到冠端(通常更密/更硬)更好地考虑不同的、在这些区中出现的骨密度。

相应的凹部的开口角度优选是锐角，并且优选在40°至90°之间，尤其是56°。太小的开口角度导致非常短的S曲线，其中，由于弹性骨小梁结构的惯性，对骨骼的压缩并不充分。太大的角度会延长S曲线，并且在此完全中断径向外螺纹的引导和支撑功能。因此，在相应的植入区中设置适当的开口角度是特别重要的。

压缩区域构造为倒圆形状，并且从最大凹陷深度的沿中心轴线的径向方向最接近的点观察，该区域垂直于牙植入物的中心轴线，并且具有正的、单调递减的斜率。所述几何形状允许保护骨骼的递减的(在变化过程中减少的)挤压，即当植入物拧入骨中时具有相同的凹陷圆弧，在较大斜率的区域中，骨骼比在较小斜率的区域中更快地被向外挤压和压实。这产生骨骼保护的生理优势，因为最初较软的骨骼递增地被预压缩，因此，随后保护性递减地，通过尾部的斜率，骨骼局部达到其最终压缩。

切割区域有利地构造为倒圆形状，从最大凹部的沿中心轴线的径向方向最接近的点朝切割边缘的方向观察，所述区域垂直于牙植入物的中心轴线，其轮廓具有恒定半径，然后所述轮廓变换为笔直区段。

以该方式，结合从切割角度继续进行的分散的碎屑移除和碎屑容纳，优化平衡的切割效率和组织保护。

具有切割区域和压缩区域的凹部优选具有基本上正弦形的轮廓。所述轮廓在其几何形状中结合上述的在相应的转动方向中的骨压缩和挤压功能，以及在相反的转动方向中的同样上述的切割功能和碎屑移除或转移功能。相应的切割边缘相对于螺纹的外直径的切线的有利角度介于70°与150°之间。切割区域具有以下功能，即在植入物转回时，切割部减少骨骼，从而降低对骨骼的压缩。切割边缘的作用方式应该有利地在植入物的竖直高度中改变。因此，在植入物的顶端端部上，深且径向宽地延伸的中断区域是有利的，而在植入物的冠端上部区域中，切削槽是不太深的且径向扩展的。对于有利的实施例，关键是通过尽可能坚固的冠端螺纹芯部实现的具有足够的机械稳定性的平衡结构，所述冠端螺纹芯部优选具有植入物接口相对于假体部件的内部几何形状。

此外，如已经实施的那样，骨硬度通常相对于植入物的顶端端部更软。在该较低的区域中，切割功能在切割角度小于90°时达到最强，所述切割角度然后朝冠端越来越大，即创伤性更小。

因为在冠端区中，骨骼变得越来越硬，所以切割边缘应该不会过深地切入骨骼结构中，而是较为温和地切削骨骼。

因此，在不利的骨骼情况下，防止植入物在反转时的钩住或固定，或避免过高的反向转矩。

通过顶端的S曲线，从切割变化过程连续过渡到压缩变化过程，S曲线朝冠端越来越多地转变为弧形曲线。在相应的骨区中的实现最佳挤压和切割功能的情况下，通过该有利的变化过程可以实现高度的机械稳定性。

切割边缘相对于切割或切割区域的侧视图的倾角的有利角度介于20°与80°之间。切割部在此表示引入凹部的周向螺纹部分。倾角在此限定在切割边缘的区域中的切割部的外圆周与切割边缘之间。

借助倾角，在反转时，骨屑沿顶端方向运动，即沿趋于更软的骨骼区被运送。因此，所述配置实现局部骨骼结构的额外压实。

为了在高度保护组织的压缩功能中确保拧入时植入物可靠的进给，有利的是，没有凹部的被动螺纹区的圆周侧的延伸与具有凹部的主动区的圆周侧的延伸的区域比率大于1。特别优选地，从植入物尖端沿冠端方向的区域比率从大于1的值增大到大于5的值，尤其是增大到6。

沿螺纹的凹部有利地形成至少一个通道形的容屑空间(即骨屑可以聚集在其中的空间)或通道，所述通道从植入物尖端延伸到螺纹尾部。通道形的容屑空间一方面形成了从顶端到冠端起作用的元件、骨压实和切割元件的几何基础，和骨屑运输和转移的功能基础。在那里找到骨骼被切割的碎屑。在所述实施例中，螺旋形环绕的通道形容屑空间的骨屑被额外运走，碎屑根据转动方向，朝顶端进一步运走，即运走到骨骼在大多情况下特别海绵状和柔软且助于压实的地方。

此外，其形成相对于旋转力(转矩)作出机械停留的元件。在挤压模式中将植入物拧入骨骼中的情况下被压实的骨骼根据骨骼特性再次单独凸出到凹口中，并且除了骨骼与植入物之间的摩擦外，还会形成额外的防扭转保护，从而增加初期稳定性。

在优选的实施例中，牙植入物具有三个通道形容屑空间，所述容屑空间沿圆周方向均匀分布。这尤其意味着，每两个相邻的通道形容屑空间包围出120°的角度。如之前描述的那样，三个通道形容屑空间与进而压缩和切割相关联的几何形状的均匀周向分布具有以下效果：中断的主动螺纹区(切割和压缩区域)与径向最大延伸的被动螺纹区(骨骼中的拧入引导和进给功能)的比率对于大多数的骨骼质量是有利的。

随着对其他的骨骼质量的关注，例如极硬或极软，其他数量的具有相关联的主动元件的通道形容屑空间或通道的应用也同样重要。

在另一优选的实施例中设置有刚好两个通道形容屑空间。在两个通道形容屑空间中，优势在于有利于更大的主动区，因为这些通道形容屑空间可以在被动螺纹区和主动区的同时有利的比率大于1的情况下设计为更深且可以保护骨骼。

有利地，最大切割半径与最大凹陷半径或最大凹陷深度之间的凹陷比沿冠端方向尤其从1.7下降到1.0，最大切割半径对应于切割边缘或切割边缘的尤其是在最远的点处的一个点到牙植入物的中心轴线的径向距离；最大凹陷深度是凹部的最靠近牙植入物的中心轴线的点的径向距离。

在优选的实施例中，相应的通道形容屑空间径向扭曲地在螺纹中延伸。通道形容屑空间和进而压缩的和切割的相关联的几何形状的均匀环绕的、螺旋形的分布具有以下优点，即在不同的骨密度的区中，主要是在硬的骨壁或骨片附近，只有小的主动挤压或切割的植入区与硬结构总是相互作用，并且在进一步的转动中，下一个小的主动区在不同的高度上主动起作用(actively active)。这种配置将拧入力均匀且有利地分配到在植入物插入时的旋转中。在此有利地，螺纹每转一圈，相应的通道形容屑空间的径向螺距介于15mm与30mm之间。在所述区域中，主动区和被动区的分布是适当分布的，这允许植入物的均匀的拧入和回转，而没有在相应的转动方向上的转矩峰值。

在备选的优选实施例中，相应的通道形容屑空间在螺纹中笔直地延伸，即其径向螺距是零。

有利地，从牙植入物的顶端端部到冠端端部观察，凹部的深度减小。与例如在顶端附近的区域中相比，主动元件(压缩区域、切割区域、碎屑偏转几何结构)的作用强度必须低于例如在冠端区域中的作用强度，因为在这种情况下，骨骼已经通过多个之前插入的螺纹通道准备好。因此，它们设计得更谨慎，这伴随着凹部的朝冠端减小的深度。所述实施例对于大多数的骨骼质量来说是有利的。然而，对于特殊情况，也可以使用具有凹部的恒定的深度和进而与之相关联的主动元件的实施例。

通过从顶端朝冠端螺旋形延伸的通道/通道形容屑空间的螺旋形的设计方案，骨组织在拧入时从上往下偏转。

通过通道的螺旋形的设计方案产生倾角，所述倾角在拧入和压缩时负责沿横向和冠端方向运走骨屑。此外，切割部分的碎屑导出表面按此设置地倾斜，即在进行切割操作的植入物发生反转时，碎屑在此朝顶端方向导出。因为骨骼从上向下(相对于从冠端到顶端的植入物几何形状)呈现多孔或海绵状(海绵状)，那么被挤压的骨骼或骨屑可以被移动到密度更小的区域中。以该方式，实现被挤压到骨组织在植入物周围的有利的分布，由此提高初期稳定性。

有利地，相应的螺纹具有恒定的螺距。恒定的螺距产生均匀的高旋入进给，而不会由于不连续的螺距对骨骼结构造成额外的压缩。

在优选的实施例中，牙植入物具有唯一的螺纹，其具有在0.6mm至0.9mm之间的螺距。在0.6mm至0.9mm之间的螺距在骨骼生理学中已证实对骨骼是有利的，并且符合已知的科学标准。

在优选的备选的实施例中，牙植入物具有双螺纹，其具有在1.2mm至1.8mm之间的螺距。双螺纹或多螺纹的实施例提高了植入物的插入速度，而不改变相应的螺纹区的间距。利用这样的匹配，螺距的生理优点得到保持。

有利地，沿径向的圆周方向彼此分离的凹陷部布置或引入在植入物的颈部区域中，尤其是植入物颈部上。由于凹陷部沿径向方向的中断，即在圆周侧没有形成连续的凹口，当骨组织已经渗入和/或长入凹陷部中时，实现牙植入物的旋转保护。与圆形不中断的凹口(所述凹口除了与骨骼的摩擦以外不会对植入物产生旋转保护)不同，中断的结构进一步具有巩固抑制机械旋转的优点。

优选地，在植入物颈部安装这样的结构，所述结构表示植入物颈部直径上的凹部或凹陷部，其与均匀分布的框架式结构相对应，由于骨骼的有限弹性的恢复能力，骨骼在以前的挤压之后又移入凹陷部中。在所述区域中，在直径尺寸不足时制备骨骼支承件，从而在植入物的颈部区域插入时，在此区域发生轻微的挤压，并且骨骼在植入物插入完成后，即在旋转停止时，通过回复力移入凹陷部中，从而提供保持力并且提高初期稳定性。

在植入物愈合的进一步的变化过程中，这些凹陷部还能够促进所述区域出血，进而促进成骨细胞活动和随后的成骨作用。

在多个实施例中，所描述的元件可以下述形式附着在植入物颈部的区域中，例如，但不仅限于狭长、圆形、椭圆形、菱形或四边形凹陷部的形式。

其可以成一行或多行环绕植入物颈部附着。

考虑到这些区域中骨骼的质量可能不同，在植入物颈部的周长和高度上的均衡分布被视为是有利的。

尤其结合由切割结构和压缩结构构成的所述组合，可以实现高度的初期稳定性，因为所有作用于植入物上的力或力矩都可以在螺纹的区域和植入物颈部的区域中分布或转移，并且抵消在负载情况下插入的植入物的旋转运动。此外，无论在植入物颈部上，还是在植入物螺纹的区域中都能够以柔和的方式将植入物整合到骨骼中。骨骼并不会如在自切割的植入物中那样简单地被切掉或敲碎，由此会破坏骨细胞或延缓恢复。

相反，利用骨骼的弹性，所述骨骼被向外挤压并且被挤压到螺纹通道中，首先给植入物提供初期稳定性，并且随后在进一步的愈合变化过程中能够有机地整合植入物。

由于描述的特殊的主螺纹几何形状，其能够在拧入时逐渐挤压，并且根据需要，当骨骼向后旋转时，可对骨骼预钻尺寸小于正常尺寸的孔，以实现冠端的抗旋转元件在插入时的所描述的效果，并且在骨骼向后旋转的情况下，也可以有效地长入植入物的凹陷部位使其有机地连接到骨骼中。

植入物和植入物颈部的螺纹区域的所描述的特征的组合、即作为挤压/切割的主螺纹的设计方案和植入物颈部上的环状断续的几何形状被视为特别有优势，因为在插入植入物时，通过上述两者的互补作用，两者可以协同方式提高初期稳定性。

在优选的实施例中，凹陷部构造为径向延伸的切口。原则上，径向的切口应该位于一个至多个错开的行中，其中，可以根据相应的植入物直径进行不同的划分。为了不使冠端颈部在其横截面中过于弱化，切口深度应在0.08mm至0.15mm之间，并且切口高度应在0.20mm至0.40mm之间。切口的数量取决于颈部直径，其中，非切口区的径向距离在0.10mm和0.30mm之间。由此，例如在

有利地，凹陷部或切口布置在多个区域，尤其是行中，它们沿径向成对错开，由此进一步改进旋转力补偿。因为骨骼通常具有不同质量的区域，因此可以实现抗旋转特征在相应的骨骼区域内特别均匀的分布。此外，通过错开的划分提高植入物颈部的机械稳定性。

在另一优选的实施例中，凹陷部构造为菱形的凹陷部。具有较大、光滑的菱形切口的菱形设计方案可以更轻松地使用合适的仪器(例如刮削器或刮匙)清洁该区域，以防由于个别医疗原因这些区域没有被骨骼覆盖。

优选地，菱形的凹陷部相对于牙植入物的中心轴线倾斜地布置。菱形的侧向的倾斜度相对于牙植入物的植入物轴线或中心轴线，相对于植入物在插入时的转动方向(螺纹拧入方向)，从前下方倾斜向后上方(冠端)升高，优选在要沿顺时针方向拧入的植入物中从左下方倾斜向右上方(冠端)延伸。

由此，在拧入时，通过限制凹部的接片与骨骼的摩擦，支持植入物在插入时的向下(顶端)方向的运动。

凹陷部的有利深度介于0.08mm与0.15mm之间，尤其是0.11mm。凹陷部不能太深，以便进一步得到植入物颈部的机械稳定性。太深的切口会大大削弱植入物在最高负载区中的横截面，因为横截面减小会降低植入物在该区中的阻力力矩，进而也会降低抗弯强度。此外，深的切口额外使植入物更易断裂，因为深的切口的切口作用是不具有优势。

通过确定的数值可以确定有利的解决方案。

在另一变型方案中，本发明涉及一种牙植入物，该牙植入物在其颈部区域中具有假体界面、芯部和从颈部区域延伸到对置的顶端区域的至少一个螺纹，其中，在颈部区域中，尤其是在植入物颈部上以如下形式布置有沿径向的圆周方向彼此分离的凹陷部，例如，但不仅限于狭长、圆形、椭圆形、菱形或四边形凹陷部的形式。

有利地，凹陷部布置在多个区中，尤其是成对径向错开的行(row)中。

在优选的实施例中，凹陷部构造为径向延伸的切口。

在另一优选的实施例中，凹陷部构造为菱形的凹陷部。

优选地，菱形的凹陷部相对于牙植入物的中心轴线倾斜地布置。

凹陷部的深度优选是在0.08mm至0.15mm之间，尤其是0.11mm。

如可应用的话，结合上述具有凹部的植入物所提到的优点也涉及本发明的变型方案。

本发明的优点尤其是，提供牙植入物，该牙植入物由于其切割和压缩结构特别适用于即时护理，并且提供可靠的主要稳定性。

附图说明

本发明的优选的实施例随后借助附图详细阐述。在其中以高度原理图示出：

图1示出了第一优选实施例的牙植入物；

图2示出了第二优选实施例的牙植入物；

图3示出了图2中绘制外轮廓的牙植入物；

图4示出了图2中绘制螺纹芯部轮廓的牙植入物；

图5示出了图2中从顶端到冠端的竖直截面视角下的牙植入物；

图6示出了图5的细部放大图；

图7示出了图2中具有画出的片段的牙植入物；

图8示出了图7的细部；

图9示出了图2中具有五个绘制的截面的牙植入物；

图10示出了图9的具有编号1的截面；

图11示出了图9的具有编号2的截面；

图12示出了图9的具有编号3的截面；

图13示出了图9的具有编号4的截面；

图14示出了图9的具有编号5的截面；

图15示出了穿过根据图2的牙植入物的截面；

图16示出了图15的细部；

图17示出了穿过根据图2的牙植入物的截面；

图18示出了另一优选实施例中具有绘制的截面的牙植入物；

图19示出了图18的截面；

图20示出了另一优选实施例中具有绘制的截面的牙植入物；

图21示出了图20的截面；

图22示出了另一优选实施例中具有绘制的截面的牙植入物；

图23示出了图22的截面。

所有附图中，相同的部分具有相同的附图标记。

附图标记列表

2：牙植入物 6：颈部区域 10：植入物颈部

14：假体界面16：顶端方向18：冠端方向

20：顶端区域24：芯部28：植入物尖端

32：螺纹36：凹部38：螺纹尾部

40：通道形容屑空间 44：螺纹外轮廓

48：第一螺纹区域 52：第二螺纹区域

56：第三螺纹区域 58：中心轴线

60：芯部外轮廓 64：第一芯部区域

68：第二芯部区域 72：第三芯部区域

74：第三螺纹区域 80：片段

82：插入转动方向 86：切割区域

88：切割边缘 90：压缩区域

94：S形曲线 96：点98：植入物接口

100：通道轮廓 102：孔 104：骨组织

106：片段 110：凹陷部 112：周边线

114：无骨组织的空间120：第一弧段长度

122：第二弧段长度 126：第一深度 130：第二深度

134：第一周边部分 136：第二周边部分

138：第一开口角度 140：第二开口角度

α：开口角度 β：角度

GU-A：被动螺纹区SU-A：主动螺纹区

具体实施方式

牙植入物或图1所示的牙植入物2在颈部区域6中包括植入物颈部10，其具有假体界面14。植入物的芯部24沿顶端方向16(冠端方向18与之相反)从颈部区域6朝顶端区域20延伸，所述芯部24在顶端区域20中逐渐变为植入物尖端28。牙植入物2具有构造为外螺纹的螺纹32。螺纹32具有多个凹部36。凹部36形成螺纹32中的三个通道形的容屑空间40，在所示的实施例中，每转一圈，各容屑空间的径向螺距为15mm。相应的通道形的容屑空间40从植入物尖端28延伸到螺纹尾部38。

图2示出了在另一实施方式中的牙植入物2。根据图2的牙植入物与根据图1的牙植入物2的不同之处在于通道形的容屑空间40的径向螺距，在图2所示的牙植入物2中，每转一圈，该径向螺距是30mm。

图3示出了图2中相对于图2旋转的位置的牙植入物2，其中，在右侧画出了螺纹外轮廓44。在与颈部区域6相邻的第一螺纹区域48中，螺纹32具有基本上恒定的外轮廓，这意味着，所述螺纹32在该区域中的径向延伸是基本上恒定的。在朝植入物尖端28的方向与第一螺纹区域48相邻的第二螺纹区域52中，恒定的外轮廓在过渡部中过渡为相邻的第三螺纹区域56，在过渡过程中，外轮廓朝植入物尖端28的方向尤其是在锥形方向上逐渐变细。

在与之相邻的第四螺纹区域74中，具有朝植入物尖端28明显变细的外轮廓。因此，这有利于将植入物引入对于解剖学不利的骨骼区域(例如提取腔)中，因为顶端部分的更尖的形状可以更深地导入预钻孔的骨腔中，并且随后在拧入植入物时提供更好的引导。此外，图3示出了牙植入物2的中心轴线58，该中心轴线基本上是芯部24的对称轴线。

图4示出了图3中绘制芯部24的芯部外轮廓60的牙植入物2，该芯部外轮廓沿芯部半径延伸。芯部直径自颈部区域6朝顶端区域的方向逐渐变小，尤其是在锥形方向上以第一斜率逐渐变小。在朝顶端方向与之相邻的第二芯部区域68中，芯部直径的斜率发生变化，从而在朝顶端方向与之相邻的第三芯部区域72中，芯部直径进一步逐渐变小，但斜率小于在第一芯部区域中的斜率。在第三芯部区域72中，芯部直径朝顶端方向以相同的斜率或以增大的斜率逐渐变小。

图5示出了从植入物尖端28出发沿植入物颈部10的方向，即沿冠端方向18的图2所示的植入物的截面图。在该附图中，可清楚地观察到三个径向扭曲的通道形的容屑空间40，其由螺纹32中的凹部36形成。

图6放大地示出图5的局部片段80。螺纹32中的相应的凹部36具有切割区域86，在切割区域的边缘处，在传动装置的圆周上成形有切割边缘88。与切割区域86相邻或邻接地布置有压缩区域90。切割区域86和压缩区域90在螺纹32中成形出基本上呈S形的曲线94，其类似于正弦形的轮廓。凹部沿螺纹圆周的径向延伸表示主动螺纹区域或SU-A区域。其沿圆周越宽，绘制的切割区域86和/或压缩区域90越长。一个足够被动的区域对于优势比尤为重要，以确保在拧入时植入物的可靠的进给的同时，具有较高且保护组织的压缩功能。被动螺纹区GU-A和主动区SU-A的比率应为顶端>1，并朝冠端进一步升高到6。

压缩区域90构造为倒圆形状，并且从最大凹陷深度的沿中心轴线58的径向方向最接近的点96观察，该区域垂直于牙植入物2的中心轴线58，并且具有正的单调递减的斜率。

切割区域86构造为倒圆形状，并且从最大凹部的沿中心轴线58的径向方向最接近的点96朝切割边缘88的方向观察，该区域垂直于牙植入物2的中心轴线58，并且具有正的单调递减的斜率。

相应的凹部36的开口角度α被限定为螺纹32的外部区域上的切割区域的边缘处的切线与具有基本恒定的斜率的压缩区域90中的轮廓94的区域之间的角度。在所示的优选实施例中，开口角度α是锐角，并且在当前的优选实施例中是56°。

在牙植入物2沿插入转动方向82拧入骨骼中时，借助压缩区域90压缩周围的骨骼。压缩区域90的所示的倒圆的构造能够实现骨骼的首先递增的、随后递减，从而实现亲骨骼或保护骨骼的压缩。当骨骼还是柔软的并且是未压缩的时，转动相同的角度，会导致其在第一步骤中受到更大的压缩，而在随后的第二步骤中已经预压缩的骨骼受到较小的压缩。在牙植入物2与插入转动方向82或插入方向相反的转动时，相应的切割边缘88切割到骨组织中。

如上面描述的那样，在牙植入物2引入期间(在引入期间，牙植入物顺时针转动)，借助压缩区域90针对性地压缩或压实/紧致化骨骼，并且同时将其竖直挤压到螺纹32的中间空间中。然而，当骨骼不够柔软而太硬时，拧入时需要高转矩。在该情况下，借助切割边缘88预切割或切割骨骼时，逆时针旋转牙植入物2，尤其是大约旋转到1/3的位置，以便为进一步插入骨骼做好准备。

图7示出了图2所示的牙植入物，其具有通道轮廓100，其沿相应通过凹部的径向上最内部的点(即点96)绘制在通道40中。在此可看到，朝顶端方向，凹部的最深的点(点96)越向中心轴线靠近，并且越朝冠端移动，最深的点(点96)越浅。为了清楚起见，在该附图和其他的附图中，并不是所有凹部都设有附图标记36。

图8放大地示出图7的片段106。在其中可看到具有切割区域86和压缩区域90的三个凹部36。

图9示出了图2所示的牙植入物2，其中，示出了5个不同的截面，其分别以数字1、2、3、4、5表示。具有数字1至5的截面沿顶端方向16布置，从而使得截面1最靠近植入物颈部10，并且截面5最靠近植入物尖端28。

在图10至14中示出五个截面。在此，图10示出了具有编号1的截面，图11示出了具有编号2的截面，图12示出了具有编号3的截面，图13示出了具有编号4的截面，并且图14示出了具有编号5的截面。在图10所示的第一截面98中，可以看到用于基台的植入物接口98，其构造为六边形。在图11和12(第二和第三截面)中可看到芯部24中的孔。

从图10至14中的截面1至5的顺序可看出，凹部36沿顶端方向16更深。凹部在截面1中具有最小的深度，并且在截面5中具有最大的深度。

下面借助图17中画出的半径R

外半径R

凹部36的最小/最大的深度在所示的实施例中在0.0mm至0.80mm之间。在此，最小/最大的深度在此基本上表示两个半径R

随后的表格示出了两个半径R

如从表格可看到的那样，两个半径基本上朝顶端方向16减小，并且R

图15示出了穿过牙植入物2的截面(截面4，参见图13)。此外示意性示出了包围牙植入物2的骨组织104和凹部36中的无骨组织的空间114。图15示出了在颌骨中，在至少部分拧入的状态下的牙植入物2。

图16放大地示出了在图15中表示的片段。沿螺纹32的虚设圆周线112绘制第一弧段长度120和第二弧段长度122，两者的长度相同。第一弧段长度120对应于第一深度126；第二弧段长度122对应于第二深度130。两个深度126、130分别定义为一条线到压缩区域90的最大距离，该线的延伸方向与相应的弧段长度120、122大致平行，其长度基本上对应于相应的弧段长度120、122，并且该线在其背对切割区域86的端部上接触螺纹，或在该位置开始螺纹。

如借助图16可看到，相比于骨组织104已经预压实的第二步骤，第一步骤(第一深度126)中相同的第一、第二弧段长度120、122会让牙植入物2拧入颌骨中时产生更大的压缩或压实，而在随后的第二步骤(第二深度130)中已经预压缩的骨组织104受到较小的压缩。在牙植入物2拧入骨骼中时跟随在第二步骤之前的第一步骤。由此实现骨组织104逐步递减的压实。

牙植入物2构造用于确保在拧入时植入物的可靠的进给的同时，具有较高且保护组织的压缩功能。为此设置有足够被动的区域，其对应于被动螺纹区GU-A。被动螺纹区GU-A对应于螺纹32沿周向的不存在凹部36的区域。被动螺纹区GU-A具有第一圆周部分134和第一开口角度138。主动螺纹区SU-A对应于螺纹32沿周向的存在凹部36的区域。主动螺纹区SU-A具有第二圆周部分136和第一开口角度140。两个区分别可以通过相应的第一、第二开口角度138,140或在圆周侧覆盖的弧长或圆周部分表征。有利地，被动螺纹区GU-A和主动区SU-A的比率>1，并且朝冠端方向，该比率上涨了18直到升高到6。

下表分别针对根据图9的截面1至5示出了主动区SU-A的容屑空间圆周部分、如开口角度(单位为度)和圆周部分(单位mm)，和螺纹圆周部分、如开口角度(单位为度)和圆周部分(单位为mm)。在最后一列中相应给出了两个角度或圆周部分的比率。

图18示出了在另一优选的实施例中的牙植入物2。在牙植入物的颈部区域6，即本例的植入物颈部10中引入凹陷部110，在凹陷部中，植入物颈部10的径向延伸局部减小。

图19示出了图18所示的截面，在其中可看到植入物颈部10在局部径向上缩小。

在所示的实施例中，尤其凹陷部110具有最大0.11mm的深度。

如在图18中可看到的那样，尤其构造为微坑的凹陷部110沿轴向方向(沿牙植入物的中心轴线58观察)布置成三行。在此，在平行于轴向方向或中心轴线58的投影中，来自两个相邻行的凹陷部110仅部分重叠。

凹陷部110不能过深，以便进一步确保植入物颈部10的机械稳定性。过深的切口将大大削弱牙植入物2在最高负载的区中的横截面，因为通过横截面减小，将减小该区中的植入物或芯部24的阻力力矩，从而降低弯曲强度。此外，过深的切口会对牙植入物产生不利的作用，其更易造成牙植入物2断裂。

因为通常情况下，骨骼上分布有不同质量的区域，因此这种方式可实现抗旋转特征均匀分布到相应的骨骼区域上。

此外，通过分偏移距提高植入物颈部10的机械稳定性。

在牙植入物2的颈部区域6中的普通凹口在软骨中对旋转只具有轻微抑制作用旋转，而所述的凹陷部110允许骨组织的渗入或长入，由此实现旋转抑制。

这种作法十分有益，因为在相互倾斜的表面上作咀嚼运动时，植入物或牙植入物2也会引入旋转力或转动力。

图20示出了在另一优选的实施例中的牙植入物2，其中，图21示出了穿过牙植入物2的截面。根据图20的牙植入物2具有菱形凹陷部110。菱形凹陷部的对称轴线平行于或垂直于牙植入物2的中心轴线18。通过具有较大、光滑、菱形的循环中断的凹部的菱形设计方案，在其由于个人医疗原因而没有被骨骼覆盖的情况下，借助适当的器械、例如刮削器或刮匙对谇区域进行简单的清洁。

图22示出了在另一优选的实施例中的牙植入物2，其中，图23示出了穿过根据图22的牙植入物2的截面。根据图23的牙植入物2具有菱形凹陷部110。菱形凹陷部的较长的对称轴线与牙植入物2的中心轴线58之间的具角度β，其优选在5°至30°之间。

优选地，菱形或菱形凹陷部110的侧向倾斜相对于牙植入物的植入物轴线或中心轴线58从左下方倾斜向后上方延伸，以便在牙植入物2沿顺时针方向拧入时，通过限制凹部的接片与骨骼的摩擦，支持牙植入物2在插入时的向下(顶端)指向的运动。

在图22所示的牙植入物2中，通道形的容屑空间40平行于中心轴线58延伸。图18至23所示的具有凹陷部110的植入物颈部10的实施例也可以与所示的可倾斜延伸或径向扭曲的通道形容屑空间40的植入物变体组合，并且包括在本发明中。