本发明属于医学技术领域并涉及一种将要植入到骨骼组织中的植 入体，它可以是一种标准化的植入体，它植入到一个专门为其制作的 或者与其适配的凹槽中；或者是一种个性植入体，它植入到个性的骨 骼凹槽中(例如牙植入体、关节植入体或用于填充骨骼缺陷的植入 体)。本发明还涉及用于加工和用于植入所述植入体的方法。
要被植入到骨骼组织中的植入体通常植入到骨骼凹槽中，其中这 样一种骨骼凹槽是一个对于植入体专门加工的凹槽(例如钻孔和台阶 钻孔)或者由于其它的情况-例如损伤或退化性疾病而形成的凹槽。 在此，按照现有技术的植入体或者借助于环绕着植入体布置的粘合剂修 整进入到凹槽中，或者具有一个相应地准确适配于凹槽的形状，使得 植入体在植入后在其表面的尽可能大的、功能重要的部分上与骨骼组 织直接接触。在个性植入体的情况下，后一种方法具有重要意义，植 入体形状是不规则的，尤其是一个不规则的锥体，它一般不连贯地具 有整圆的横截面和/或直的轴线。
已知牙植入体不仅作为标准的、将要植入到专门为其制作的或者 至少适配的凹槽中的植入体，而且作为适配于个性牙根或者牙槽的个 性植入体，这些牙植入体作为自然牙根的替换物在拔出自然牙根以后 植入到颚骨中，用于支承例如人造牙冠、接合点、齿桥或假牙。
标准的、将要植入到专门为其制作的钻孔中的牙植入体是圆柱形 的或略微锥形的、基本旋转对称的销子、大多为螺栓，它们以不同的 尺寸和形状出现在市场上，并且从其中牙医选择最适合于专用情况的 植入体。这种牙植入体的植入一般只有在此时才能实现：将通过拔出 要被替换的自然牙根所产生的凹槽利用再生的骨骼组织充满以后、也 就是只有经过上述拔牙以后3至6个月的首次等待时间才可。被旋入 的植入体在植入后一般不能直接承受负荷，因为存在着由于负荷使植 入体相对于骨骼组织剧烈移动的较大危险，如此由于这种移动就阻碍 了植入体在骨骼组织中的结合(骨结合)。因此在大多数情况下，从 颚骨中突出的部分(牙冠、齿桥等)只有在仍然是大约3至6个月的 第二等待时间以后才安装到植入体上，即，只有当植入体完全组合到 骨骼组织中并且由于正常负荷所引起的在植入体与骨骼组织之间的相 对运动不再超过生理上允许的程度的时候才可以进行。
已经证实，螺栓形状的牙植入体在其完全组合到颚骨中时具有稳 定性，它足以承受正常的负荷并且也长时间地保持不变。这一点可能 也是因为，植入体通过螺纹在侧面上良好地锚固在骨骼组织中，由此 减小对骨骼组织的推力，并且避免由于压力使牙槽底部超负荷。
已知骨骼组织具有这种趋势：在牙植入体或颚骨局部不能承载的 等待时间的期间内，以不期望的方式形成退缩。还已知，在植入体与 骨骼组织之间的、不超过生理允许程度的相对运动可能刺激骨骼再 生，并由此刺激植入体的骨结合。由于这个原因，通过不同的手段就 尝试着缩短或者完全避开上述等待时间。
为了避免第一等待时间-即一直持续到通过拔出自然牙根而产生 的凹槽利用骨骼组织充满的时间、并且为了可以充分利用包围着自然 凹槽(牙槽)的致密骨骼层(牙槽骨骼)来作为支承部件，已经建议， 使植入体具有一种形状，它不像螺栓那样是基本旋转对称的，而是基 本对应于要被替换的自然牙根的形状(个性植入体)。这种植入体可 以紧接着或者短暂地在拔出自然牙根以后就植入到所产生的凹槽(自 然牙槽)中。
但是当在自然状态下在牙根与牙槽壁之间设置一个纤维的固定组 织(牙周膜)的时候，一个植入体在牙槽中没有固定的位置，该植入 体示出自然牙根的准确图像(例如通过负-正-浇铸工艺制成)。这一点 对于在第二等待时间的期间中的骨结合产生负面作用，因为在牙槽壁 与植入体之间的间隙中可能形成复合组织形式的组织(它至少局部地 妨碍骨结合)，可能使植入体没有足够的稳定性。
为了通过这种仿自然牙根的牙植入体得到对于骨结合阶段(第二 等待时间)的更好的稳定性、并由此对于有效的骨结合得到更好的初 始位置，按照US-5562450(Gieloff et al.)和WO-88/03391(Lundgren)， 与自然牙根相比使植入体的尺寸超大，也就是说，以略微较大的横截 面构成，并且与骨骼相接触的植入体表面配有结构、尤其是凹穴(蜂 窝结构，具有根切的结构)。上述植入体例如如此制成：通过在拔出 自然牙根以后比如无接触地测量该牙根或牙槽，通过在CAD系统中处 理测量数据，并且通过在CAM系统中由相应的毛坯借助于处理过的测 量数据通过铣削、磨削、电腐蚀等制成植入体。
上述的超大尺寸的个性的牙植入体在植入后通过“压配合”明显比 自然牙根的精确形状更可靠地位于牙槽中。但是已经证实，牙槽壁在 短时间内由于改造过程以及与加入的作用力相比的机械迟缓性而松 弛，并因此使植入体不再通过“压配合”而稳定，而是又相对松动地位 于牙槽中，由此，尽管改善了紧接在植入后的初始稳定性，但是没有 得到对于骨结合最佳的条件。同样已经证实，这种植入体在骨结合阶 段(第二等待时间)以后也倾向于在承载时又失去其在颚骨中的固定。 如同在2003年5月第52届德国假牙修复学及材料学科协会(Deutschen Gesellschaft fuer Zahnaerzliche Prothetik und Werkstoffkunde- DGZPW)年会上R.-J.Kohal et al.报告的那样(在DentSci(2)7：11 中公开)，颚骨在这种植入体的部位处在骨结合阶段以及在以后的承 载时形成剧烈的回缩，并且可能使植入体完全与骨骼组织脱离。
上述发现不仅对于牙植入体而且通常对于要被植入到骨骼凹槽中 的植入体另外归因于：植入体大面积地与通过手术(拔牙)处于强烈 再造的骨骼组织相接触，由此使得在骨骼中感应的应力非常微小。尽 管表面几何尺寸可以通过压配合使应力非常局部地增加，但是所需的 体积经常太小，以致不能有效地实现骨骼再生的机械感应状况。由于 负荷(咀嚼运动)在植入体上所产生的压力首先在牙槽壁中起到推力 的作用。通过与凹槽壁的形状配合，几乎不能实现相对于旋转力的稳 定性。其结果是在对于新形成的骨骼的边界面中可能产生移动，该移 动由于缺乏足够的旋转稳定性妨碍骨结合。这个问题首先也在髋关节 假体中深入地讨论过。对于牙植入体的特殊情况，由于牙槽壁的陡度 使轴向负荷只能以微小的程度转移。由此使负荷从牙槽的初始最接近 的部分强烈地向末端推移，并且可能导致牙槽底部超负荷的后果，牙 槽底部在拔出时作为退出位置对于血管和神经没有完全骨化。可能产 生压坏死并进而产生由于缺少负荷所引起的问题。但是在常见的螺栓 植入体设计中，这个问题已经引起极大的关注，虽然在这种情况下牙 槽一般已经完全骨化。
总之可以确认，由已知的、可以无粘合剂地使用的骨骼植入体与 所有其它形式的植入体相比基于稳定性的原因而优选螺栓形的植入 体，但是它由于不可回避的在其使用中要满足的几何条件而在许多方 面不能应用，或者只是在容忍其它缺陷的条件下才能使用。类似地对 于许多其它的要被植入到骨骼组织中的植入体也是如此。
本发明的目的是，实现一种要被植入到骨骼组织中的植入体(个 性植入体或标准植入体)以及对其进行加工和植入的方法。按照本发 明的植入体能够以统一的状态具有至少与一种已旋入到相应的钻孔中 的螺栓形的植入体一样好的稳定性，按照本发明的植入体的初始稳定 性(紧接着植入以后)尤其能够针对旋转负荷但是明显比对于上述螺 栓形植入体的更好。但是按照本发明的植入体在几何条件方面明显比 上述螺栓形植入体更少受到限制。在此按照本发明的植入体的植入可 以通过公知的植入方法实现，并且该植入体能够以公知的加工步骤来 加工。
这些目的通过在相应的权利要求中所限定的植入体和方法得以实 现。
按照本发明的植入体基本平行于植入体轴线(即没有本质上的旋 转)地植入，并且具有一个在植入方向上向前延伸的、末端的端部部 位和一个在植入体轴线上与该末端的端部部位对置的最接近的端部部 位，它在植入后定位在骨骼表面部位中或者必要时从骨骼中突出来。 所述植入体在其位于末端的与最接近的端部部位之间的、通过所述植 入至少部分地与骨骼组织相接触的表面部位(要被植入的部位)上具 有形成切屑的切割棱边，它们与植入体轴线不在一个公共的平面中延 伸，即在植入时不在其长度方向上、而是基本上与横向于此地在骨骼 组织中移动，并且它们指向末端的端部部位。所述植入体附加地具有 一种通过机械振动可液化的、例如热塑性的材料，它设置在没有切割 棱边的表面部位上，或者定位在或可定位在植入体的空腔中，其中该 空腔通过开孔与没有切割棱边的表面部位相连接。
按照本发明的植入体在植入体轴线方向上没有本质上的旋转地加 入到骨骼凹槽中，其中切割棱边形成切屑地切割骨骼表面。在将植入 体加入到骨骼凹槽中的同时使植入体以机械振动进行加载。由此使可 液化的材料、在这种情况下最好是一种热塑性材料在与骨骼材料的接 触位置上进行液化，并且压进到坑洼处和孔中，或者也压进专门为此 目的而制作的凹槽壁结构中，其中植入体与骨骼表面在内部进行接 触。在可液化的材料进一步固化以后，这种材料在植入体与骨骼组织 之间形成形状配合的和必要时材料融合的连接。
当可液化的材料定位在植入体的空腔中时，只有在将植入体加入 到凹槽中以后才最好使用机械振动，更确切地说只是针对可液化的材 料。对于这样构成的植入体来说，作为可液化的材料同样可以使用一 种热塑性材料或者也可以使用触变的、颗粒的、液压的和聚合的粘合 剂，如同在矫形外科中用于锚固植入体或者例如也用于渗透骨疏松 的、塌陷的椎骨那样。
按照本发明的植入体紧接着在植入到凹槽中以后，通过其借助于 可液化的材料与骨骼组织的连接而稳定化，其中这种稳定化有效地针 对压负荷和拉负荷(即基本上平行于植入体轴线)，但是也针对旋转 作用的负荷。在植入时切入到骨骼组织中的切割棱边也锚固植入体。 不仅通过可液化的材料的锚固、而且通过切割棱边尤其作用于凹槽的 侧壁，由此使凹槽底部少承载或不承载，这尤其对于牙植入体是重要 的。所有上述效应对于按照本发明的植入体得到一种初始稳定性，该 稳定性在大多数情况下足以紧接着在植入之后承受负荷。由热塑性材 料制成的连接结构具有一种比骨基质、尤其是比植入体本身更小的弹 性模量，并且它们是可蠕动的，这种蠕动性尤其最好用于承受冲击类 型的负荷和用于减小过大的应力。通过其弹性，这种连接也允许在植 入体与骨骼组织之间的小的并由此促进骨结合的相对运动，它们尤其 在切割棱边的部位处刺激地作用于骨骼组织。这种连接同时防止在植 入体与骨骼组织之间的较大移动，该较大移动可能导致对于骨结合过 程有干扰。
因为按照本发明的植入体基本上没有旋转(尤其没有大于360°的 旋转)地植入，因此能够且最好使植入体这样成形，使得它通过其形 状针对起到旋转作用的负荷稳定在凹槽中。如同还要示出的那样，但 是尽管如此也能够使按照本发明的植入体这样构成，使得它可植入在 圆形横截面的凹槽(钻孔和台阶钻孔)中。
如果按照本发明的植入体是一种个性植入体，那么它在大多数情 况下都具有一种不规则的(非旋转对称的)锥形形状，也就是说，向 着其末端端部逐渐收缩，并且对于牙植入体的情况具有一种基本上适 配于自然牙根的形状。按照本发明的这种个性的牙植入体如同已知的 那样，仿自然牙根的牙植入体可以紧接在拔出自然牙根以后就植入， 但是与此不同也已知，也称为牙复制品的个性的牙植入体在骨结合阶 段期间并在这个状态以后长期地稳定，如同对于螺栓形牙植入体情况 那样。因此按照本发明也适用于个性的关节植入体和用于修复个性骨 骼缺陷的植入体。
按照本发明的向着末端端部收缩的植入体、例如一个个性的牙植 入体的切割棱边由台阶形横截面缩小部位的外棱边构成，并且在这种 情况下相对于凹槽这样设计其尺寸，使得它们在植入后至少部分地切 入到凹槽壁中。
所述切割棱边或者配有切割棱边的台阶形横截面缩小部位完全或 部分地围绕植入体、基本上垂直于或倾斜于植入体轴线而延伸，并且 具有一个小于90°的楔角(见图5)。附加于切割棱边，一个锥形构成 的植入体也可以具有这样的台阶形横截面缩小部位，它没有切割作用 (90°或更大的楔角)。
如果上述的台阶形横截面缩小部位没有切割棱边和/或相对较深， 那么有利的是，在凹槽中在植入之前例如借助于在形状上与植入体相 协调的工具来制作相应的台肩。在凹槽中具有或没有预制台肩的要选 择的工作方式尤其取决于现有骨骼组织的特性，而且也取决于外科医 生和患者。通过上述的台肩制作(在横截面缩小部位相同深度时)使 骨骼组织在植入时更少地承受机械负荷，由此使这种工作方式尤其适 用于具有不良骨骼质量的老年患者。
在植入状态中，按照本发明的植入体的、已切入到凹槽壁骨骼组 织中的切割棱边与一个螺栓形植入体的螺纹导程相类似，在侧面支承 在骨骼组织中，即支承在压力侧面地从植入体耦入到骨骼组织中的位 置上，更确切地说，比在锥形的基本光滑的没有切割棱边和台阶的植 入体表面上的情况更为垂直，并且尤其比在圆柱形的植入体表面的情 况更为垂直。通过这种支承产生有针对性的、局部的负荷位置，在这 些位置上刺激骨骼再生。
附加于上述结构，也可以使按照本发明的植入体具有在与植入体 轴线的共同平面上-即基本上在植入方向上-延伸的、能开槽的或自 切割的结构，它们在植入时挤入到凹槽壁中，并且赋予植入体尤其针 对扭转力的初始稳定性。以类似的方式也可以使按照本发明的植入体 在最接近的部位处具有一个能切割的凸缘，通过它使植入体附加地稳 定在皮质骨骼的表面中。
在按照本发明的植入体上的切割棱边的表面部位由一种适合于起 到切入骨骼材料作用的材料制成，它在植入条件下不液化。它们例如 由钛、由钛合金、由氧化锆或由其它适合的金属或陶瓷材料或者由相 应的硬化塑料制成。
在按照本发明的植入体中所使用的可液化的材料最好在生物上是 可以再吸收的。它不在具有切割棱边的表面部位上延伸，这些表面部 位具有生物兼容的、即骨骼友好的和有利于骨结合的特性。在这些表 面部位中，植入体的骨结合可以紧接着在植入以后就开始，并且所述 锚固通过可以再吸收的热塑性材料逐渐溶解。但是也可以如此使用一 种不可再吸收的热塑性材料，使得其在骨骼组织中的锚固持久地补充 所述借助于骨结合的锚固，或者甚至可以替换该锚固。在这种情况下， 也可以通过用于使稳定性最大化的聚合物进一步覆盖表面。
适用于按照本发明的个性植入体的、在生物上可再吸收的、可液 化的材料是乳酸基和/或葡萄糖酸基的热塑性聚合物(PLA，PLLA， PGA，PLGA等)或者聚羟基脂肪酸酯(PHA)、聚己内酯(PCL)、 多聚糖、聚二氧杂环己酮(PD)、聚酸酐、多肽、三甲基碳酸盐(TMC) 或者相应的共聚物或混合聚合物或者含有上述聚合物的复合材料。适 合的不可再吸收的热塑性材料例如是：聚烯烃(例如聚乙烯)、聚丙 烯酸酯、聚甲基丙烯酸酯、聚碳酸酯、聚酰胺、聚酯、聚亚安酯、聚 砜、聚苯硫醚或液晶聚合物(liqid cristal polymers或LCPs)、聚甲 醛、卤化的聚合物，尤其是卤化聚烯烃、卤化聚苯硫醚、卤化聚砜、 卤化聚醚、或相应的共聚物和混合聚合物、或者含有上述聚合物的复 合材料。
尤其适合于作为可再吸收的、可液化的材料是：聚LDL交酯(例 如由Boehringer以商品名称Resomer LR708获得)或者聚DL交酯(例 如由Boehringer以商品名称Resomer R208获得)；作为不可再吸收的、 可液化的材料是：聚酰胺11或聚酰胺12。
按照本发明的植入体的最重要优点如下：
·因为按照本发明的植入体可以基本上不围绕植入体轴线旋转地植 入，因此它可以按照形状适配于现有的凹槽、例如一个牙槽，植入体 基本上可以在紧接着拔出自然牙根以后就植入到该凹槽中。这对于患 者来说意味着，省去了在拔出与植入之间的等待时间。此外省去费事 的用于准确对准牙植入体的措施和其它的将要在植入体上安置的部件 (支撑点、牙冠等)。
·在按照形状适配于自然牙根的牙植入体的情况下，在植入时保留 大部分牙槽壁来作为具有密实骨骼结构的部位，并且该植入体可以比 已由牙槽进一步去除掉的、不密实的骨骼组织的情况下更好地受到支 承。
·因为所述植入体由于其通过可液化的材料并通过使切割棱边嵌入 到骨骼材料中的作用而引起的锚固、并由于其防止在凹槽中旋转的形 状，紧接在植入后就具有对于负荷足够的稳定性，所以植入体在植入 后紧接着就可承载。
·因为按照本发明的牙植入体基本上在植入以后紧接着就可以承 载，所以它可以作为基本上整体的植入体并且是一个具有牙根区和牙 冠区的完整的牙。由此进一步省去在患者口中所进行的用于安置植入 体的工作步骤。
·由于植入体通过切割棱边而在凹槽壁中的侧面支承，使植入体上 的压力局部良好地耦入到骨骼组织中，由此使植入体得到长期稳定 性，该稳定性与螺栓形植入体的长期稳定性相同。
·因为植入体在凹槽壁的骨骼组织中的侧面支承而防止了或者至少 明显减少了在凹槽底部上的支承，因此避免了在凹槽底部上的并发 症，这对于牙植入体是特别重要的，因为牙槽底部不用于承受大的负 荷。
·通过在植入后紧接着使植入体承载，就避免由于无负荷而引起的 骨骼回缩。
·通过借助于可液化的材料来对于植入体进行锚固，因此在植入体 与骨骼组织之间的由承载引起的相对运动在生理的程度上得到减少， 并由此不仅不干扰骨结合而是促进骨结合。
·通过使用不可去除的、可液化的材料，即使在由于疾病或由年老 所引起的衰退而弱化或低再生能力的骨骼组织中也能够特别长期地锚 固住植入体。
结合下面的附图详细描述按照本发明的植入体以及其加工和植入 的不同的、示例性的实施例。附图中：
图1以横向于颚脊骨的截面图示出自然的牙齿；
图2示出按照本发明的个性的牙植入体，它替换按照图1的牙；
图3以侧视图示出按照本发明的个性的牙植入体的优选实施例；
图4示出个性的牙植入体的三个上下重叠地投影的横截面(例如 以图3中的截切线A-A，B-B和C-C)；
图5A和5B示出按照本发明的植入体的切割棱边部位的轴向截面 图；
图6示出按照本发明的植入体在植入方向上连续设置的一列切割 棱边的轴向截面图；
图7示出按照本发明的植入体没有切割棱边的台阶形横截面缩小 部位的轴向截面图；
图8示出台阶形横截面缩小部位的轴向截面图，它具有在其上延 伸的可液化的材料；
图9示出按照本发明的植入体的实施方式的轴向局部截面图，它 具有定位在一个内部空腔中的可液化的材料；
图10至12示出按照本发明的示例性牙植入体；
图13和14以侧视图(图13)和横向于植入体轴线的截面图(图 14，以图13中的截切线XIV-XIV)示出按照本发明的植入体，它适合 于植入在钻孔中；
图15，16A和16B以轴向截面图(图15)、横向于植入体轴线的 截面图(图16A，以图15中的截切线XVI-XVI)和侧视图(图16B) 示出另一种按照本发明的植入体，它适合于植入在钻孔中，并且在该 植入体中可液化的材料定位在内部空腔中；
图17和18示出按照图15和16的植入体细节；
图19示出按照图13和14的植入体，它具有一个过渡元件；
图20示出用于间隙配合的示例性实施例，作为在植入体与过渡元 件之间或在过渡元件与声极之间的连接(轴向截面图)；
图21简示出加工按照本发明的个性的牙植入体的流程图；
图22简示出植入按照本发明的牙植入体的流程图；
图23A至23C简示出植入按照本发明的关节植入体的流程图；
图24A至24C简示出借助于按照本发明的植入体来修复由于骨瘤 所产生的缺陷位置的流程图。
在所有附图中相同的元件以相同的附图标记来表示。
图1以垂直于颚脊骨的截面图示出自然牙1，其牙根2生长在颚骨 3中。该颚骨3被牙龈4(连接组织和表皮)覆盖。牙冠5突出于颚骨 和牙龈4并且通过釉质层6覆盖，而牙冠5的内部和牙根2由牙质组 成。为了容纳牙根2，颚骨3具有牙槽，其中牙槽壁7的骨骼组织(牙 槽骨骼)与更远离牙根2的骨骼组织相比一般具有更高的密度，并由 此具有更高的机械稳定性。牙周膜8位于牙槽壁7与牙根2之间，牙 周膜含有胶原质纤维(Scharpaeischer Faserapparat)，借助于它们使 牙根2与牙槽壁7连接，牙槽壁也支承牙齿并将作用在牙上的力侧面 耦入到骨骼组织中。在拔出牙时会使牙周膜损坏。该牙周膜是不可再 生的。
图2以与图1相同的截面图示出按照本发明的个性的牙植入体 10，它替换在图1中所示的牙1，它也植入在这个牙1在颚骨3中的位 置上(植入方向或植入体轴线I)。该牙植入体10在所示情况下不仅 具有在其形状上基本适配于牙1或牙槽壁7的牙根部位11，而且具有 适配于牙冠5的牙冠部位12。该牙植入体10例如是整体的并且由钛制 成，其中牙冠部位通过未示出的陶瓷层覆盖，并且牙根部位11的表面 可以至少局部地用于骨结合的作用，但是至少是生物兼容的或骨骼友 好的。代替牙冠部位12，所述牙植入体也可以具有支撑点或用于固定 支撑点、牙冠、齿桥或假牙的机构。
所述牙植入体10的向着末端收缩的牙根部位11具有台阶形的横 截面缩小部位13，其外棱边作为朝向末端的端部部位对齐的切割棱边 14构成，并且它们在植入时切入到牙槽壁中。在台阶形的横截面缩小 部位13之间，植入体的横截面向着末端的植入体端部基本保持恒定或 者连续地缩小。在台阶形横截面缩小部位之间所述植入体在部位15中 通过热塑性材料与牙槽壁7的骨骼组织结合。如上所述，这种连接在 植入期间建立。在这种情况下，热塑性材料通过作用在植入体上的机 械振动实现液化，并且压进牙槽壁的坑洼处和钻孔中，植入体在进一 步固化以后形状配合连接和/或材料融合连接地锚固地保持在那里。
图3示出与图2类似的个性的牙植入体10，但是它还未被植入， 在这个植入体的牙根部位11上可以清楚地看到切割棱边14或者台阶 形的横截面缩小部位13、以及设置在其间的由热塑性材料制成的表面 部位16，它们突出于位于其间的表面部位17。这些表面部位17生物 兼容地有利于骨结合。如果热塑性材料是可以再吸收的，有利的是牙 根部位11的整个表面被骨结合地配备。
牙根部位11的形状至少部分地适配于要被替换的自然牙根的形 状、或者适配于这个牙根的受力重要部分、或者适配于相应的牙槽壁 的形状，即，它通常具有至少局部非圆横截面和/或没有直线的锥轴线 的相同锥形状。但是所述牙根部位11与自然牙根或牙槽壁相比具有台 阶形的横截面缩小部位13，其棱边至少部分地由切割棱边14构成，并 且突出于骨结合表面部位17的表面部位16由热塑性材料制成。由热 塑性材料制成的表面部位16在此这样设置和设计尺寸，使得在植入期 间液化的材料尽可能少地压在骨结合的表面部位17上，由此它们紧接 着植入以后可以发挥其骨结合的作用。
图4示出按照本发明的植入体的横截面(基本上是图3中的截切 线A-A，B-B和C-C)，该植入体例如大致对应于图3的牙植入体。由 横截面B-B可以清楚地看出，由热塑性材料制成的表面部位16如何突 出于骨结合的表面部位17。
如上所述以及如在图4中用点划线表示的那样，按照本发明的植 入体也可以具有能开槽的或能切割的、基本上沿轴线延伸的结构21， 它们这样设计尺寸，使得它们在植入时挤入到凹槽壁中。这些结构使 植入体得到一个附加的初级稳定性分量，尤其是相对于扭转力，并且 在骨结合以后也使作用在植入体上的扭转力耦入到骨骼组织中。
已经证实，如果如下设计按照本发明的牙植入体的牙根部位11， 可以实现良好的效果：
·使牙根部位11的横截面基本上与相应牙槽(具有牙周膜的牙根) 的相应横截面一样大。使所述切割棱边14、必要时台阶形横截面缩小 部位13、轴线延伸的能开槽的结构21以及具有热塑性材料的表面部位 16突出于这个横截面。
·在相邻的台阶形横截面缩小部位13之间的轴向距离一方面受到 台阶的深度以及牙根部位局部陡度的限制，但是另一方面有利的是， 主要向着最接近处使台阶强化，或者缩小距离、并使切割棱边在必要 时这样突出地构成，使得它们更深地嵌入到牙槽壁中，并由此使植入 体最佳地锚固。
·通过供使用的两个牙之间的空间所给定的台阶形的横截面缩小部 位13具有最大1mm、最好是0.1至0.5mm的深度。如果它们比约0.3mm 更远地突出于牙槽壁的物质，则值得推荐的是，在牙槽壁中在植入前 制作相应的台肩。
·具有热塑性材料的表面部位16以0.05至2mm(最好0.2至1mm) 突出于位于旁边的表面部位17。
·由热塑性材料制成的表面部位16最好占据牙根部位11整个表面 的10至50％，并且最好轴向延伸地设置在表面部位17之间。
对应于总负荷，可以将上述的描述也转移到其它植入体上。台阶 形横截面缩小部位的深度对于供使用的骨骼材料完全可以增加，用于 一方面对应于凹槽的陡度，另一方面可以在这种意义上最佳地导入作 用力，使得足够地刺激骨骼，而不出现局部过负荷。这意味着，通过 切割棱边和台阶形的横截面缩小部位传递的应力在达到骨结合以后在 骨骼组织中诱导出平均不大于0.5％至0.05％的伸展量。
这种其它的植入体例如适配于骺骨、干骺和骨干的几何形状，或 适配于在这个几何形状中制作或存在的凹槽的关节假体的柄杆(例如 用于髋关节假体、膝关节假体或指关节假体的关节植入体)，它们植 入到相应预备的管形骨骼中，或者是用于修复缺陷位置的植入体(例 如在头颅或颚骨部位中的缺陷或者由于肿瘤疾病在某个骨骼部位中出 现的缺陷位置)。也可以设想，将本发明用于现有植入体的复制，其 中在修正手术中只通过最小的损失就在重要的骨骼组织处通过适配于 现有植入体或适配于由于去除现有植入体而产生的凹槽的个性植入体 来替换现有的植入体。
由热塑性材料制成的表面部位16最好具有能量方向发生器，即， 这个部位向外延伸到棱边或尖端，或者它们具有隆起的图案。这种能 量方向发生器在定位在骨骼组织中的植入体通过机械振动来进行刺激 时导致应力集中，并且保证：热塑性材料在与骨骼材料的边界面上开 始液化，并且热塑性材料尤其可以进行液化。
最好这样选择热塑性材料并且设置在植入体上：在使用机械振动 时将植入体作为整体可以声学地进行激励，即，与共振器相类似地起 作用，也就是机械振动也在植入体内部、尤其也在非热塑性材料与热 塑性材料之间的接触面上或者在热塑性材料内部不重要地衰减。由此 使热塑性材料在植入体表面上、尤其是在与骨骼组织接触的能量方向 发生器的区域中进行液化。对于在热塑性材料内部的微小衰减，最好 选择一种弹性模量为至少0.5GPa的材料。为了避免在所述两种材料之 间的边界面上的能量损失，所述热塑性材料最好刚性地且尽可能大面 积地与非热塑性材料进行连接。
已经证实，热塑性材料在植入时借助于超声波可以以直到两个有 横隔片的腔室的深度压进到骨骼组织中，即，以约0.2至1mm数量级 的深度。为了达到这种进入深度，必须存在相应量的热塑性材料，并 且必须在由热塑性材料所制成的表面部位与凹槽壁之间存在一种相应 的通过加大尺寸而获得的径向压力。
如同由图2，3和4看到的那样，所述牙植入体附加地对于牙根部 位11例如具有一个牙冠部位12(图2)，或者具有一个用于装配人造 牙冠19的锥体18(图3)，或者具有用于对一个锥体、支撑点或用于 齿桥或假牙的固定装置进行固定的机构(例如具有内壁的盲孔20，图 4)。由现有技术已知这些结构。
图5A和5B以轴向局部截面图各以稍微放大的比例示出按照本发 明的植入体的切割棱边14，其中示出具有向上的最接近的端部部位及 向下的末端的端部部位的植入体。向着末端的端部部位(在附图中向 下)的切割棱边14具有一个楔角β，它小于90°(最好为45°至80°)， 并且相对于植入体轴线略微突出地构成，这使得切割棱边根据所述突 出的结构相对于平行于植入体轴线I平行延伸的凹槽壁K(钻孔)给出 一个自由角(Freiwinkel)α(图5A)或一个自由空间(Freiraum)a (图5B)，通过它们减小在凹槽壁上的摩擦并由此减小所产生的热量。 该自由角α在此最好是小的(例如1°至15°)并且自由空间具有例如 0.1至0.3mm的深度。为了使切割棱边14可以切割地且形成切屑地起 作用，使在数量上等于α+β的切割角小于90°，或者使在切屑面22与 植入体轴线I之间的角度γ小于90°。通过切割棱边而从凹槽壁上掀起 来的切屑S碰撞到构成着切屑面22的并且作为容屑槽23的根切部位 上。根据容屑槽23的大小，所述切割棱边14不仅切割地而且压缩地 作用于骨骼组织。
如果植入体利用一个与在图5A和5B中所示的切割棱边14类似的 切割棱边14植入到一个略微呈锥形的凹槽(孔壁K不平行于植入体轴 线)中，则切割棱边14的突出部分是多余的；自由角α例如与凹槽壁 K和植入体轴线I之间的角度相同。
图6仍然以一个轴向局部截面图示出一列在植入方向上(在附图 中从上向下)一个接一个地设置的切割棱边14，14’，14”，它们与在图 5A中示出的切割棱边类似地构成。在切割棱边与植入体轴线I之间的 间隔在植入方向上减小，因此切割棱边可以先后地在平行于植入体轴 线I延伸的凹槽壁K(K’在切割棱边作用的前面)上形成切屑地进行 作用。在这种情况下显然切割棱边14，14’和14”也与最小的横截面缩小 部位连接。但是这个横截面缩小部位的深度(d)与锥形植入体(例如 按照图2和3)不同，不取决于凹槽或植入体的一般形状，而是可以最 佳地用于良好地形成切屑或良好地锚固所述植入体。对于在相应的钻 孔中要被植入的牙植入体来说，上述深度d最好不大于0.3mm。
如果容屑槽23对于所有的切屑材料不是足够地大，则切屑材料压 缩在其中。为了避免太大的压缩，也可以例如通过通道25例如通过抽 吸或者通过冲洗至少使部分切屑材料离开容屑槽，其中为了进行冲 洗，通过植入体相应的构造来负责使冲洗出的材料(切屑材料和冲洗 剂)在凹槽壁与植入体之间从凹槽中流出。
图7仍然以轴向局部截面图示出台阶形的横截面缩小部位13，它 在这种情况下没有切割棱边(在一个钻孔中与平行于植入体轴线I的凹 槽壁的切割角α+β等于90°，在锥形凹槽中与凹槽壁K的切割角大于 90°，角度γ等于或者大于90°)并且因此使其棱边可以至多刮下地作 用于凹槽壁。这种横截面缩小部位13可以在锥形的植入体上附加地对 于横截面缩小部位配有切割棱边。在图7中也可以看到具有可液化的 材料M的表面部位16，其中可液化的材料设置在凹穴中，并且突出于 周围的表面部位。当横截面缩小部位13没有切割棱边时，可液化的材 料或者为此设置的凹穴也可以在其上延伸，如同这在图8中通过这样 一种横截面缩小部位13的另一轴向截面图所示的那样。
图9仍然以轴向局部截面图示出按照本发明的植入体，它具有一 个内部空间26和开孔27，在该内部空间中可液化的材料M在植入前 定位在其中，通过所述开孔使可液化的材料在植入期间以液化的状态 (M’)顶压在植入体表面上，在那里该材料只有在植入体的表面部位 上并立刻或在进一步固化以后也在骨骼组织与植入体之间构成所述锚 固。内部空腔26最好配有能量方向发生器28，例如以有棱角的台阶形 式；以便使得用于现有可液化的材料的最佳液化的能量需求最小化， 并且实现尽可能低的粘滞度。
图10以按照本发明的植入体的另一示例示出一个个性的牙植入 体，它与臼齿一样具有多部分的牙根部位11。这个牙根部位11不必一 定替换整个自然的牙根部位，而是可以限制在其在受力上重要的和/或 可拔出的部分上。在这种情况下，也可以将植入体直接在拔出了要被 替换的臼齿之后就植入，并且直接在植入后承受负荷。该植入体也可 以具有一个牙冠部位12，它例如仿照拔出的牙的牙冠制成。
图11示出按照本发明的另一个个性的牙植入体，它仍然具有一个 牙根部位11，该牙根部位具有台阶形的横截面缩小部位13，它们至少 部分地配备有切割棱边14。这些横截面缩小部位13轴向不规则地分布 在牙根部位11上，并且它们不是完全围绕牙根部位延伸，而且明显倾 斜于植入体轴线I。由热塑性材料制成的表面部位16以及骨结合的表 面部位17也相应地不规则地设置。该植入体还具有一个支撑点形式 的、最接近的部分30，该部分在植入后从颚骨中在牙龈部位中突出来， 并且例如为了固定其它支撑点而配有一个具有内螺纹的盲孔20。该支 撑点部件30具有一个凸缘31，它具有一个切刃形地被根切的下棱边。 通过这个下棱边使支撑点部分30在植入后易于切入地支承在颚骨的表 面上。紧挨着在凸缘31下面设置由热塑性材料制成的环32，它通过在 植入期间的液化使植入体锚固在颚骨的最外层中。这个环32主要对于 老年患者最好如此由一种不可再吸收的热塑性材料制成，使得它附加 于其锚固功能还可以承担在骨骼组织与设置在其上的、可能不非常紧 密地围绕植入体连接的牙龈之间的密封功能。
凸缘31和环32也可以按照功能相互独立地使用。此外它们可以 单个地或组合地用于标准化的牙植入体、并且也用于其它的非牙植入 体，所述非牙植入体一般用于锚固在骨骼表面中并且也可以用于相对 于骨骼内部对于凹槽进行密封。
通过非圆柱形的和非圆锥形的、并且在个性植入体情况下根本不 旋转对称的、按照本发明的植入体的形状，使植入体在凹槽中准确定 义地进行取向。由此也能够使凸缘31不像图11所示那样横向于植入 体轴线地、平面并圆形(旋转不变)地构成，而是适配于自然牙齿、 例如是略微椭圆形的，并且适配于颚脊骨自然弯曲的走向，所谓扇形 的(贝壳形)。
图12示出按照本发明的另一植入体，它仍然示例地由牙植入体构 成，并且具有牙根部位11，它具有在其上设置的台阶形的横截面缩小 部位13，它们至少部分地由切割棱边14构成，并且在这种情况下限制 在植入体圆周的部分上，因此它们鳞片形地从其余植入体表面上掀起 来。这种鳞片形结构可以如同在牙根部位11上所示的那样，具有一个 基本上矩形或正方形的形状，并且其围绕圆周延伸的棱边(下棱边) 可以与其它上述(图5至7)一样钝地或能切割地构成。对于基本上轴 向延伸的鳞片形结构的棱边也是这样，它们在能切割地构成的时候起 到轴向延伸的能开槽的或能切割的结构的功能。
在图12中在牙根部位11的右边还示出台阶形横截面缩小部位13 的另一种示例形状，它具有鳞片形形状。它们具有例如在轴向方向上 凹下的(侧面或中间形成尖端)或者凸起的(未示出)下棱边，或者 具有倾斜地向着下棱边延伸的轴向棱边。在径向方向上这些下棱边和 在下棱边上的部位也可以凸起或凹下地弯曲，或着是平坦的，所述“鳞 片”具有锥体或空心锥的形状或者基本上是平坦的。
也可以使个性的牙植入体的牙根部位11以公知的方式配有一个或 多个贯通的开孔33。这些开孔在骨结合阶段期间被骨骼组织穿过生 长。
图13和14示出按照本发明的植入体的另一实施例，它例如用于 牙植入体。图13示出植入体的侧视图，图14示出横向于植入体轴线I 的截面图(以图13中的截切线XIV-XIV)。该植入体基本上是圆柱形 的并且为了所述植入而放置在一个圆柱形的钻孔中。该植入体在对于 植入体轴线相互对置的侧面上具有由热塑性材料M制成的表面部位 16，其中热塑性材料设置在凹穴40(在这里作为在轴向上封闭的槽) 中，并且突出于相邻的表面部位17。在配有热塑性材料的表面部位16 之间的植入体圆周上，该植入体向着其最接近的端部具有成形体41， 它们承载着切割棱边14。这些切割棱边基本上横向于植入体轴线延 伸，并且与图6所示一样具有在植入方向上与植入体轴线I变小的距 离。这些距离从切割棱边到切割棱边变化了约0.3mm(对于牙植入 体)，由此使植入体可以无需相应地预成型出凹槽地植入。换言之， 这样设计切割棱边14，使得它们的每个在前面的切割棱边通过掀起切 屑这样来改变凹槽壁，使得后面的切割棱边可以最佳地且仍然形成切 屑地作用在凹槽壁上。横向于植入体轴线测量的、在沿着轴向重叠排 列的切割棱边之间的距离对于作为牙植入体的较大植入体也大于 0.3mm。
按照图13和14的植入体也植入在旋转不变的凹槽(圆柱形钻孔) 中，并且尽管如此在植入以后通过其不可旋转的形状相对于旋转负荷 进行稳定。与螺栓形植入体相比，所述植入体的优点是，它可以植入 在一个准确给定的旋转位置中，并且由于该原因与旋转不变的结构不 同，也可以支承例如一个贝壳式凸缘、牙冠等。
对于按照图13和14的植入体，无需使得用于热塑性材料而设置 的凹穴40是轴向延伸的槽。它们尤其也可以是略微螺旋地延伸的槽， 它们能够更好地承受扭转力。此外按照图13和14的植入体为了在台 阶钻孔中或者在具有一个锥形延伸的内端部的凹槽中植入，附加于切 割棱边也可以具有台阶形的横截面缩小部位(未示出)，在其上面可 以延伸有凹穴40以及设置在其中的可液化的材料M，如同在图8中所 示的那样。
图15，16A和16B示出另一按照本发明的植入体(图15：轴向截 面图；图16A：横向于植入体轴线的通过截切线XVI-XVI截切的截面 图；图16B：侧视图)，例如一个牙植入体，它在其形状上基本上对应 于按照图13和14的植入体，但是它具有一个内部空腔26和开孔27， 该开孔使内部空腔26与植入体的外表面连接，并且例如是基本上圆形 或缝隙形的。所述开孔27通入到凹穴40中，其底部例如用于更好地 粘附可液化的材料。可液化的材料M-在这种情况下可以是热塑性的 或触变的材料-在植入之前或植入期间定位在内部空腔26中，并且借 助于机械振动至少部分地液化，并且通过开孔27压入到凹穴40中， 凹穴在植入体与凹槽壁之间形成凹袋，液化的材料通过凹穴形状导引 地压进该凹袋中，并且由此与凹槽壁强烈接触。如同由图16A看到的 那样，尤其对于具有空腔26的植入体的情况，所述凹穴40也由螺旋 地围绕植入体延伸的槽构成，由此使植入体通过可液化的材料更好地 防止旋转地稳定在凹槽中。
按照图15，16A和16B的植入体最好在可液化的材料M不液化的 情况下植入，即安置在其在凹槽中的最终位置中，为此该植入体被常 见的工具敲击，或者被机械振动部件(例如超声波仪的声极 (Sonotrode))压入。然后检验植入位置，并且在必要时略微调整其 深度和旋转位置，然后才通过机械振动对于可液化的材料进行加载， 并且挤压末端的植入体端部，由此使材料液化并且通过开孔27流出， 充满凹穴40并挤进环绕的骨骼组织。为了使植入体对于上述的检验和 可能的位置调整足够稳定地位于凹槽中，对于这种情况有利的是，使 植入体与凹槽相比略微超尺寸地设计，由此不仅使切割棱边切入到骨 骼组织中，而且使植入体通过压配合固定在凹槽中。
为了使可液化的材料液化，可以使用一个与空腔26横截面协调的 声极或者一个活塞42，它是植入体的组成部分。在活塞42的最接近的 端部43上放置用于耦入机械振动的声极。这样设计该活塞42，它使来 自空腔26的可液化的材料持续液化并且它挤进空腔中，直到其最接近 的端部43到达空腔26的开孔部位。在此活塞42例如由钛制成，并且 在最接近的端部43处配有细螺纹44，该细螺纹在推到空腔26中时与 同样由钛制成的空腔壁进行冷焊接。由此使空腔的最接近的开孔紧密 地封闭，由此对于牙植入体就保证了在口腔与骨骼组织之间所需的密 封。如果所述可液化的材料是可以再吸收的，则骨骼组织在植入后逐 渐地替代这些材料，即生长进入到开孔27和空腔26中，其中在这种 情况下更重要的是，使空腔26相对于口腔紧密地封闭。
图17与图15一样以轴向局部截面图示出一个活塞42，它为了挤 压来自空腔26的可液化的材料而定位在其最接近的开孔中，并且这样 设计：当足够可液化的材料从空腔26通过为其设置的开孔27被挤压 在植入体外表面上的时候，使得活塞的最接近的端部43到达植入体的 最接近的表面45。所述最接近的活塞端部43锥形地扩展，并且该活塞 42在所示情况下由一种热塑性材料、例如由PEEK制成。当围绕着空 腔26最接近的开孔的棱边与正在振动的、已被扩展的活塞端部43接 触时，该棱边起到能量方向发生器的作用，并且导致热塑性材料发生 液化的应力集中。液化的材料挤入到空腔26壁与活塞42之间，在那 里最好还设置一个密封槽，并由此与活塞42一起封闭空腔26的最接 近的开孔。
图18仍然以轴向局部截面图示出按照本发明的具有内部空腔26 的植入体，它通过开孔27与植入体的外表面连接。为了使可液化的材 料-在这种情况下是热塑性材料-通过机械振动作用有目的地在开孔 27的部位处进行液化，在开孔27的内部注入口上设有能量方向发生器 28，它例如以锐利的围绕空腔26圆周延伸的棱边的形式。在空腔26 的末端端部上例如可以设有一个刺形的能量方向发生器28。在空腔26 中向前移动的并且通过机械振动进行加载的液化材料块碰到能量方向 发生器28上，它们在与振动的材料接触时在这种材料中引起应力集中 和材料的局部液化。
同样由图18可以看出，开孔27和其在凹穴40中的注入口的不同 实施例。所述开孔27例如具有圆形的(在附图中的上部)或者缝隙形 的(在附图中的下部)横截面，并且凹穴可以通过棱边与开孔分开(在 附图中的左侧)或者由注入口的扩展部分构成(在附图中的右边)。 也可以设想上述特征的组合。
图19以按照图13和14的植入体为例示出一个过渡元件52，它适 于借助于机械振动、尤其是借助于超声波振动植入。该过渡元件52在 植入侧适配于一种特殊的、必要时个性的植入体10的最接近的端部部 位，并且在激励侧适配于以有利方式的标准的声极53，它是超声波仪 的一部分。在此以有利的方式使过渡元件52的植入侧和/或激励侧的连 接设计成间隙配合，即设计成具有在轴向方向上的间隙的连接以及在 径向方向上的导向功能。其它的连接可以是刚性连接，例如通过摩擦 连接的夹紧配合或者螺栓的连接。
所述过渡元件52以有利的方式由具有微小声阻尼(高弹性模量) 的材料(例如PEEK)制成，并且可以通过相应的造型或者材料选择 引起在声极53与植入体10之间的声学匹配。该过渡元件52可以附加 于其在标准的声极几何形状与专用的植入体几何形状之间的界面功能 也具有一种声学匹配功能，该过渡元件为了对准和测量的目的可以载 有相应的标记，它可以作为由外科医生更易于把握地、不直接属于植 入体的部件，通过它使植入体、尤其是当它是相对较小的牙植入体时 可以更好地操作。最好使该过渡元件52在加工端定位在植入体10上， 并且在植入后去除。在这个功能中它也可以是植入体包装的一部分。 如果该过渡元件52由一种透明的材料制成，它也可以这样来承担导光 的功能：使光线从声极一侧耦入到该元件中，以便在植入体侧在必要 时耦入到植入体种，用于对凹槽进行照明以及植入。
在植入体10与过渡元件52之间和/或在过渡元件52与声极53之 间具有(或者在声极与植入体之间，当不使用过渡元件时)间隙配合 的连接只能将对着植入体的、也就是将植入体驱动到凹槽中的轴向振 动分量传递到植入体上。不传递将植入体从凹槽中拉出的振动分量。 已经证实，借助于如此产生的半波所进行的植入是有利的。对此的一 种原因可能是这样的事实：排除植入体在凹槽中的向后运动，并由此 使得在凹槽壁与植入体之间所产生的摩擦热量更少地析出。间隙配合 的另一优点是，它使植入体声学地与声极、并且必要时与过渡元件分 开，并且由此使激励部件与植入体之间的精确的声学协调不再重要。
所述间隙配合例如通过在植入体与过渡元件之间的配合来实现， 它如同毛细管那样起作用，并且直接在植入之前在其中加入液体。已 插入到过渡元件中的植入体在其指向上方时也装配在声极上，并且去 掉包装，然后在植入体的最接近的端部部位与过渡元件之间加入液 体、例如水，它通过毛细作用分布在这两个部件之间，并且使它们足 够强烈地固定在一起，由此使植入体可以向下指向，而不会从配合中 脱落。
图20以轴向局部截面图示出在一个按照本发明的植入体10与一 个过渡元件52之间(或者在过渡元件与声极之间或者在植入体与声极 之间)的间隙配合的另一实施例。这个间隙配合主要由一个卡紧环54 组成，它定位在轴向尺寸过大的、相互对准的、植入体10和过渡元件 52的环槽55中，并且它由可以保持植入体重量的材料制成，但是花费 微小的力就能损坏该环，或者使植入体从配合中移出。间隙配合的其 它变型属于现有技术，并且在所示情况下以类似的方式使用。
如图20所示，在声极53与植入体10之间的过渡元件52不必是连 续的。它可以毫无问题地在这个中间部位中具有开孔或其它适合的结 构。
图21示出按照本发明的用于加工牙植入体10的方法。这个方法 主要具有三个步骤，它们都基于公知的方法。这些步骤是：
·测量：为了制作一个例如三维的图形，对于要被替换的牙1和/ 或相应的牙槽57或者说牙槽壁7进行测量。将描绘图形的测量数据供 以继续处理。
·测量数据的处理：将描绘图形的测量数据尤其通过将切割棱边 和由可液化的材料所制成的结构相叠加起来、必要时通过将尺寸加大 部分或者能开槽的或能切割的轴向延伸结构相互叠加起来而进行改 变。如果图形不是三维的、完整的图形，则事先通过植入体形状的经 验值进行补充。处理过的测量数据提供给植入体加工。
·植入体加工：借助于处理过的测量数据必要时在多个加工步骤 中加工植入体。
不同的方法、尤其是计算机X线体层照相术(CT)或者MRI方 法(磁共振成像)适合于所述测量步骤，通过这些方法例如对于还未 拔出的牙可以同时得到牙1和牙槽57的图形。这种方法允许在拔出要 被替换的自然牙之前加工植入体，并且只以一次手术就拔出要被替换 的牙，并在其位置上植入所述植入体。
但是完全能够在拔牙之后来对于已被拔出的牙和/或牙槽57进行 测量，其中由此尤其可以同时测量由于拔出所引起的牙槽变形。
代替三维图形(对于其摄影必需使用复杂设备)，也可以相应地 测量两维伦琴图形或多次地测量这种图形，其中为了建立植入体的三 维模型借助于相应的经验值来补充图形。
对于测量数据处理步骤，最好使用CAD系统(计算机辅助设计)， 将测量数据从测量步骤输送到CAD系统。如果可以使用牙槽57的测 量数据，则最好借助于该数据使植入体的牙根部位模型化。如果只能 提供要被替换的牙的测量数据，则必要时补充牙周膜的经验厚度。对 于具有空心空间的植入体来说，必要时可以对于压配合补充加大尺 寸。此外通过增加切割棱边、和由热塑性材料制成的表面部位、以及 必要时通过骨结合促成的结构，使牙根部位的侧面表面发生变化。对 于由热塑性材料制成的表面部位，在预植入体10’上必要时设有凹穴， 在其中可以最好形状配合连接地加入由热塑性材料制成的部分。对于 骨结合的表面部位例如设有相应的表面结构。
在测量数据处理步骤中也产生数据，根据它们可以加工过渡元件 52，其中这个过渡元件尽可能准确地适配于植入体的最接近的端部部 位、例如适配于其牙冠部位12。同样这种数据可以产生用于制造一个 处理工具58或者一套处理工具，其中这些工具适配于植入体的牙根部 位(对于一个处理工具具有略微的小尺寸，或者对于许多处理工具具 有分级增加的小尺寸)。所述处理工具58用于在植入所述植入体之前 对于牙槽壁进行预处理。
对于植入体加工步骤最好使用CAM系统(计算机辅助制造)，将 来自测量数据处理步骤的数据输送到该系统。在这个步骤中例如由相 应的钛毛坯比如通过铣削、磨削或电腐蚀来制成一个预植入体10’。由 这个预植入体通过相应的表面处理接着加工骨结合的表面部位，并安 置由热塑性材料制成的部件(通过卡紧、粘接、浇铸、通过超声波等)， 由此产生加工完成的植入体10。
以与预植入体10’基本相同的方式也加工过渡元件52以及用于预 处理牙槽壁的处理工具58。
图22示出按照本发明的用于植入牙植入体的方法，其中所示出的 植入体10附加地对于按照本发明设计的牙根部位11也具有牙冠部位 12，其中这两个部位适配于要被替换的自然牙的形状。所示出的植入 体10的牙根部位11具有台阶形的带有切割棱边14的横截面缩小部位 13、由热塑性材料制成的表面部位16、以及必要时轴向延伸的能开槽 的或能切割的几何形状(未示出)。
在植入前清理并刮除牙槽57，为此例如使用通过超声波驱动的工 具(未示出)。当可以容忍通过直接植入所产生的对于骨骼组织的负 荷时，使植入体直接植入在这种预处理的牙槽57中(在图22左侧示 出的变型)。如果要使对于骨骼组织的负荷保持较小，则由此对于牙 槽57利用处理工具58来进行预处理，使得在牙槽壁7中制作出对应 于植入体台阶形横截面缩小部位13的台肩13’(在图22中右侧示出的 具有已被加工出的牙槽57’的变型)。对于这个预加工，将适配于牙根 部位11的处理工具58引入到牙槽中。在这种情况下，处理工具58的 横截面尺寸要略小于植入体的相应尺寸。如果需要，也可以使用多个 这样的处理工具，其中每个工具比前面用过的工具略微加粗。
必要时同样利用相应的工具来预处理牙槽，如果不是使用个性地 适配于牙槽的植入体而是使用一种适合的但是标准化的植入体的时 候。
所述处理工具58可以通过相应的敲击加入到牙槽中。但是有利的 是，它们通过机械振动、最好是超声波来激励，并同时导引到牙槽中。 必要时可以使处理工具58通过一种略微研磨的介质在周围进行冲刷， 这些介质穿过开孔被顶压在工具与牙槽壁之间的工具末端端部上，并 且这些介质也用于运出已被去除掉的骨骼材料。
在已被清理过或相应地已被处理过的牙槽(57或57’)中装入植入 体10。为此使植入体通过机械振动、尤其是超声波进行加载，这一点 最好在将植入体装进牙槽中的期间进行。当然也可以使植入体首先通 过一种敲击工具装进牙槽中，然后才以超声波加载。
尤其当植入体具有一个牙冠部位12时，对于所述安装来说最好使 用一个适配于这个牙冠部位的过渡元件52。当植入体只具有一个带有 基本扁平的最接近的端面的牙根部位或者具有一个标准的结构时，为 了所述植入，同样可以使用过渡元件52或者一个相应的标准声极。通 过声极的以及必要时过渡元件的长度和几何形状的适配性，可以使得 对于植入体的声学激励进行优化。声极或过渡元件52可以通过适当的 措施、如材料融合连接或形状配合连接或者通过使用真空来使得与植 入体的耦联得到支持，并改善操作(见图19和20和相应的描述部分)。
如果在牙植入体的牙根部位中只仿造相应的自然牙根的与受力相 关的部分，但是牙根已经完全拔出，那么在所述植入之前使得不将被 植入体所占据的牙槽部分最好利用骨骼替代材料、例如通过磷酸钙颗 粒来充满，如同该颗粒用于扩大而使用的那样。
有利的是，所述植入体尽可能快速地最好紧接着在拔出要被替换 的牙以后就被植入。
当然也可以对于按照本发明的植入体在颚骨的一个位置中的植入 来说构造出一个凹槽，该位置没有或具有已经生长的牙槽，并且对这 个凹槽以上述的方式为了植入而进行预处理。这样的凹槽和对应的植 入体的形状在此可以适配于骨骼结构，它可以与牙槽一样通过计算机X 线体层照相术进行测量。
图23A至23C示出按照本发明的关节植入体的植入。图23A示出 具有骺骨部位60.1、干骺部位60.2和骨干部位60.3的骨骼60的截面 图，在该骨骼中可植入关节植入体，它可以是专门对于该骨骼加工的 个性植入体或者适合的标准植入体。图23B示出处理工具58(同样以 截面图)，其形状基本上与植入体形状一致，并且借助于它在骨骼60 中制作或者加工凹槽62。图23C示出要植入到凹槽62中的关节植入体 10的侧视图。这个植入体具有不规则的锥体形状，并且具有台阶形的、 带有切割棱边14的横截面缩小部位13、设置在该横截面缩小部位之间 的由热塑性材料制成的表面部位16以及轴向延伸的能开槽的或能切割 的结构21(筋板)。
根据借助于CT或MRI所摄取的骨骼几何形状来选择或加工关节 植入体10和处理工具58，这通过与结合图21对于牙植入体所描述的 基本上相同的方式和方法来进行。在此这样计划该植入体10和凹槽 62，借助于切割棱边14和筋板21使锚固位于骺骨和干骺部位中。由 热塑性材料制成的表面部位16设置在承受着增加了的拉应力和压应力 的位置中。由此有针对性地使得在植入体与骨骼之间的边界面中致使 骨结合降低的移动和伸展减小到一种非临界的程度。在制作凹槽时可 以通过标准工具制作第一开孔。至少对于最后的清理步骤使用按照形 状适配于植入体的处理工具58，以便由此使凹槽62的形状足够接近地 适配于植入体10的形状。
图24A至24C示出利用一种对缺陷进行消除的按照本发明的植入 体10来修复由于去除骨瘤而形成的骨骼缺陷。图24A示出具有骨瘤66 的骨骼65的截面图。图24B示出要被去除(切除)的骨骼部位66’以 及至少用于加工凹槽62所使用的处理工具58的截面图。图24C示出 了已完成了加工的凹槽62以及要植入到该凹槽中的植入体10的截面 图，该植入体仍然具有例如不规则锥体的形状、并具有台阶形的带有 切割棱边14的横截面缩小部位13以及由热塑性材料制成的表面部位 16。
事先通过伦琴射线照相、CT或MRI在几何形状上圈定骨瘤66。 以测量数据为基础，由外科医生确定切除的大小。对应于切除的几何 形状来选择或专门对此加工出植入体10和处理工具58。
该处理工具58还具有抽吸通道58.1，它在横截面缩小部位的切刃 形构成的棱边部位处通入到工具表面中。通过这个抽吸通道58.1从凹 槽中吸出骨骼材料、骨髓和瘤细胞，由此增加了通过工具58可清理的 容积，并且避免产生局部增加的压力，该压力可能导致脂肪栓塞。通 过吸出瘤细胞也防止该瘤细胞转移进入健康的组织中，由此明显降低 正转移着的细胞滞留的危险。
上述的附图和相应的描述部分在大多数情况下涉及专用的植入体 (牙植入体、关节植入体、个性植入体、标准植入体等)并涉及这种 植入体的专用特征。当然也可以使上述特征用于与上述情况不同的场 合的其它的植入体以及组合之中。由此存在这种植入体：它们没有专 门地进行描述但是尽管如此也包括在本发明中。