【発明の詳細な説明】[Detailed description of the invention]
〔産業上の利用分野〕
本発明は金属芯体を生体活性ガラス被覆してな
る歯科用インプラントに関する。
〔従来の技術〕
生体内の硬組織特に骨と化学的に直接結合する
能力を有する材料として生体活性ガラス及びガラ
スセラミクス（本明細書では単に生体活性ガラス
と略称する。）が知られている。これらは生体内
で体液と接することにより反応する。具体的には
生体活性ガラスの表面からそれらの構成原子であ
るところのNa，Ca，Ｐ，Ｂ，Siなどのイオンが
溶け出して表面に細孔が形成され、この細孔に生
体活性ガラスから溶出したＰイオン、Caイオン
および生体の造骨作用に基づくＰ，Caの各イオ
ンが沈着し、かつ結晶化して骨物質であるところ
のヒドロキシアパタイトを形成する。これにより
骨と生体活性ガラスとが化学的に直接結合する。
この説明は文献J.Biomed.Mater.Res.Symp.No.２
（Part1）117−141（1971）に詳しい。しかしなが
ら、生体活性ガラスは単体でインプラントとして
使用するには力学的強度が十分でない。
これを解決したものとして使用時の荷重に耐え
る強度の大きい金属芯体に生体活性ガラスを被覆
した歯科用インプラントが提案された（第２図参
照）。
（発明が解決しようとする課題）
しかしながら、このインプラントは、上面にガ
ラス被覆層２の端面が露出しているので、インプ
ラントを骨に埋植しても、この端面は骨と結合す
ることがない。
そのため、埋植後長い間経過すると、上に取付
けた上部構造との隙間から侵入した体液によつて
侵食されるという第１の問題があつた。
また、ガラス被覆層２には、第２図に矢印で示
す鋭いエツジが存在するために、インプラント取
扱い中、あるいは上部構造取付け中にそこを破損
する危険があるという第２の問題点があつた。
更に、上面にはガラス被覆層２の上端面の他に
金属芯体１の端面も露出しているので、上部構造
６を取付ける際、それらの接触面を接合する接合
剤が、ガラス−上部構造及び金属−上部構造の２
種の接合を可能とするものでなければならず、そ
のような接合剤を入手又は開発するのは難しいと
いう第３の問題点があつた。
〔課題を解決するための手段〕
このため、本発明は、第１図に示すように、イ
ンプラントの上面に金属のつば１ａを設け、これ
によりガラス被覆層２の上端を保護したものであ
る。
〔作用〕
金属芯体に使用される金属としては、生体に不
活性なステンレススチール、コバルト−クロム合
金、ニツケル−クロム合金などが使用される。
金属芯体の形状としては、例えば逆円錐形、逆
円錐台、丸みを帯びた逆四角錐台、などが適して
いる。
生体活性ガラスは例えば以下の組成から成る。
各数値はモルパーセント（mol％）である。
SiO2 35〜60
B2O3 ５〜15
Na2O 10〜30
CaO ５〜40
TiO2 0.5〜10
P2O5 ０〜15
K2O ０〜20
Li2O ０〜10
MgO ０〜５
Al2O3＋ZrO2＋Nb2O5 ０〜８
La2O3＋TTa2O2＋Y2O3 ０〜８
F2 ０〜15
尚、本発明においてはガラスとガラスセラミク
スとを区別する必要はなく、周知のごとくガラス
を結晶化してセラミクスとすることにより強度を
高めることができるので、両者を合わせて単にガ
ラスと略称している。
インプラントを製造するには、浸漬被覆法が好
ましく、その場合には、生体活性ガラスは熱膨張
係数が金属芯体のそれと等しいか又は実質的に等
しいものを選ぶ必要がある。ここで実質的に等し
い熱膨張係数とは、金属芯体のそれより0.1×
10-5℃-1低いものまでを言い、金属芯体のそれよ
り少しでも上回つた値は含まれない。
こうして選択された生体活性ガラスを融解し、
その融液中に金属芯体を浸漬してガラスを被覆さ
せ、次いで芯体を引き上げて放冷し、ガラス転移
温度Tgにて一旦しばらく保持して芯体とガラス
被覆層との温度を一致させる。ガラス転移温度
Tgで温度を一旦保持する理由は、芯体とガラス
との温度を一致させるためと、それまでの冷却過
程で発生したガラスス中の応力を完全に解放する
ためである。もし、このTgより高い温度で保持
すると、ガラス被覆層が変形する欠点がある。逆
にTgより低い温度で保持すると、ガラスが実質
的に固体となり、それまでに発生した応力を解放
することができない。しかしながら、Tgより40
℃まで低い温度範囲であれば、長時間例えば１〜
24時間保持することにより、それまでに発生した
応力を解放することができるので、ガラス転移温
度Tgで保持するとはTgからTgより40℃低い温
度までの範囲の任意の温度で保持することを意味
する。
こうして、Tgで一旦保持することにより、ガ
ラス中のそれまでに発生した応力は解放され、し
かも芯体とガラス層の温度が一致したので、この
後、両者に温度差が生じないようにすることと、
ガラス層自身の各部位で温度差が生じないように
するために0.8℃／分以下の速度で徐冷する。
Tg以下の熱膨張の温度依存性は、ほぼ直線
（この直線は100℃〜300℃間で測定した熱膨張係
数で代表されることが知られている）であり、熱
膨張係数の実質的に等しい金属芯体とガラスを使
用すれば、Tg以下で両者の温度を等しく徐冷す
ることにより、ガラス層に残留応力の実質的にな
い歯科用インプラントが得られる。徐冷は0.8
℃／分以下で行なうが、これにより芯体とガラス
層に温度差が生じないので、一定の温度差を持つ
て冷却する特開昭53−145394号公報に記載された
製法に比べ、温度管理が極めて簡単である。
なお、生体活性ガラスの被覆層の厚さは常温状
態で0.2〜1.5mm位あればよい。
生体活性ガラス中の原子が体液の作用でイオン
となつて溶出し、溶出したイオンは骨との境界付
近に沈着し、場合によつて、骨中の無機化合物と
同じ化合物が生成することにより、生体活性ガラ
スは骨と直接、強固に結合するという。
しかし、イオンが溶出するに従い、生体活性ガ
ラスの表面の性質が変化し、反応層と呼ぶことの
できる初めのガラスとは性質の違つた層を形成
し、本発明者らの研究によればこの層は、骨との
結合が完成するにつれて形成速度は小さくなる
が、ガラスの反応性が高いと長期間のうちにはイ
オンの溶出が徐々にではあるが着実に進み、反応
層のの厚みが増加し、やがて、芯体と生体活性ガ
ラスとの境界部まで反応が進行する。困つたこと
に、この反応層は一般に元の生体活性ガラスやも
ちろん芯体よりも機械的強度が弱く、もろいこと
が判明した。特に、反応層が芯体との境界にまで
進行した場合には、芯体と生体活性ガラス層との
結合力が弱まり咬合時の圧力によつて最悪の場
合、インプラントが歯槽骨から脱落する結果に至
る。従つて、芯体との境界に至る前に反応層の進
行が停止することが望ましく、それも急に停止す
るのではなく、徐々に停止することが望ましい。
そのため、芯体との境界付近は反応性が多少あり
反応層の形成速度が非常に遅い生体活性ガラスで
あることが望ましい。
本発明者らは、この目的のため生体活性ガラス
の複層被覆に着目したが、一方ガラスの被覆法と
して最も簡便な溶融浸漬被覆法を採用しようとす
ると、内層のガラスと外層のガラスとの熱膨張係
数を一致させる必要がある。もし、一致させない
と、被覆した後常温まで冷却したとき、被覆ガラ
ス層に大きな残留応力が残り、割れてしまうか、
又は極端に割れ易い状態となる。ところが、従来
の特開昭53−145394号公報に開示されたガラスで
は、生体との反応性を決定すると、熱膨張係数は
一義的に決定され、そのため反応性が異なり、し
かも熱膨張係数が一致するガラスの組み合わせを
捜すことは非常に困難である。また、ガラスの特
性として組成の異なるガラス同士は結合強度が弱
い。更にまた浸漬被覆法では芯体の損傷防止、作
業性及び省エネルギーの観点から被覆に使用する
ガラスは、低融性であることが望ましい。
本発明者らは、研究を進めた結果、
SiO2 35〜60モル％
B2O3 ０〜15
Na2O 10〜30
CaO ５〜40
P2O5 ０〜15
K2O ０〜20
Li2O ０〜10
MgO ０〜５
La2O3＋Ta2O2＋Y2O5 ０〜８
F2 ０〜15
なる組成の一部公知の生体活性ガラスにTiO2を
添加すると、熱膨張係数（温度100℃から300℃の
２点間で測定したもの）が実質的に変化せずに反
応性のみが低下し得ること、更に外層（骨と接す
る層）のTiO2の含有率は、初期反応性を良くし、
骨との結合強度を高めるため０〜２％が適当であ
り、また内層（芯体と接する層）のTiO2の含有
率は、芯体との境界付近の反応性を低減し、かつ
低融性を確保するために５〜10モル％が適当であ
ることを見い出した。
いずれのガラス組成に於いても製造は、ガラス
技術に於いて公知の方法で行なうことができ、所
定の組成に従い各成分の原料として酸化物、炭酸
塩、硝酸塩、フツ化物等を使用し、所定の割合で
混合し、混合粉砕して調合原料となし、これを
1000〜1300℃に加熱した電気炉中の白金るつぼに
投入し、溶融清澄後、かくはんし、均一化する。
こうして得られた溶融ガラスに芯体を浸漬した
後、引き上げて徐冷することにより内層を被覆
し、必要に応じて研磨して整形する。次いで被覆
された芯体を、外層となる溶融ガラス中に浸漬
し、前回と同様の操作を繰り返す。こうして、２
層構造のインプラントが製造される。
従つて、内層は再加熱されるので芯体と実質的
に同一の熱膨張係数を有するガラス組成でなけれ
ばならない。（なお、ここで実質的に同一とは芯
体のそれより0.1×10-5℃-1低いものまで意味す
るが、少しでも上回つたものは意味しない。）と
ころが好都合なことに上述の内層のガラス組成の
範囲内で、芯体特に使用上望ましい金属芯体の熱
膨張係数に実質的に一致するガラスを選択するこ
とができる。
次いで実施例により本発明を具体的に説明す
る。
〔実施例 １〕
第１図は本実施例で製造したインプラントの断
面図である。１は上面にくぼみ３を有する略逆円
錐形の上面直径4.5mm×長さ10mmの金属芯体（Ni
−Cr合金で三金工業社製の商品名サニリウム、
熱膨張係数1.36×10-5℃-1）である。このくぼみ
３に人工歯冠またはそれを装着するためのポスト
コアが嵌合接着される。２ａ（外層）は厚さ
100μmの生体活性ガラス、２ｂ（内層）は厚さ
400μmの活性の弱い生体活性ガラスである。各々
のガラス組成を次に示す。
[Industrial Field of Application] The present invention relates to a dental implant having a metal core coated with bioactive glass. [Prior Art] Bioactive glass and glass ceramics (herein simply referred to as bioactive glass) are known as materials that have the ability to chemically bond directly to hard tissues in living organisms, particularly bones. These react in vivo when they come into contact with body fluids. Specifically, ions such as Na, Ca, P, B, and Si, which are the constituent atoms of the bioactive glass, dissolve from the surface of the bioactive glass, forming pores on the surface, and into these pores, the bioactive glass The eluted P ions, Ca ions, and P and Ca ions based on the osteogenic action of the living body are deposited and crystallized to form hydroxyapatite, which is a bone substance. This creates a direct chemical bond between the bone and the bioactive glass.
This explanation is based on the document J.Biomed.Mater.Res.Symp.No.2
(Part 1) 117-141 (1971) for details. However, bioactive glass alone does not have sufficient mechanical strength to be used as an implant. As a solution to this problem, a dental implant was proposed in which a bioactive glass was coated on a metal core strong enough to withstand the load during use (see Figure 2). (Problem to be Solved by the Invention) However, in this implant, since the end surface of the glass coating layer 2 is exposed on the upper surface, even if the implant is implanted in the bone, this end surface will not fuse with the bone. . Therefore, after a long period of time after implantation, the first problem was that it was eroded by body fluids that entered through the gap with the upper structure attached above. In addition, since the glass coating layer 2 has sharp edges as indicated by arrows in FIG. 2, there is a second problem in that there is a risk of damaging the edges during handling of the implant or attachment of the superstructure. . Furthermore, since the end surface of the metal core 1 is exposed on the upper surface in addition to the upper end surface of the glass coating layer 2, when attaching the upper structure 6, the bonding agent for bonding those contact surfaces is used to bond the glass to the upper structure. and metal-superstructure 2
The third problem is that it must be able to bond seeds, and it is difficult to obtain or develop such a bonding agent. [Means for Solving the Problems] Therefore, in the present invention, as shown in FIG. 1, a metal collar 1a is provided on the upper surface of the implant, thereby protecting the upper end of the glass coating layer 2. [Operation] As the metal used for the metal core, stainless steel, cobalt-chromium alloy, nickel-chromium alloy, etc., which are inert to living organisms, are used. Suitable shapes for the metal core include, for example, an inverted cone, an inverted truncated cone, and a rounded inverted quadrangular truncated pyramid. For example, the bioactive glass has the following composition.
Each value is in mole percent (mol%). SiO 2 35-60 B 2 O 3 5-15 Na 2 O 10-30 CaO 5-40 TiO 2 0.5-10 P 2 O 5 0-15 K 2 O 0-20 Li 2 O 0-10 MgO 0-5 Al 2 O 3 +ZrO 2 +Nb 2 O 5 0-8 La 2 O 3 +TTa 2 O 2 +Y 2 O 3 0-8 F 2 0-15 In the present invention, there is no need to distinguish between glass and glass-ceramics. As is well known, the strength can be increased by crystallizing glass to form ceramics, so both are simply referred to as glass. For manufacturing the implant, a dip coating method is preferred, in which case the bioactive glass should be chosen with a coefficient of thermal expansion equal or substantially equal to that of the metal core. Here, the substantially equal coefficient of thermal expansion means 0.1× more than that of the metal core.
This refers to values up to 10 -5 ℃ -1 lower, and does not include values even slightly higher than those of the metal core. The bioactive glass thus selected is melted,
The metal core is immersed in the melt to coat the glass, then the core is pulled up and allowed to cool, and held at the glass transition temperature Tg for a while to match the temperature of the core and the glass coating layer. . Glass-transition temperature
The reason for temporarily holding the temperature at Tg is to match the temperature of the core and the glass, and to completely release the stress in the glass that has occurred during the cooling process up to that point. If it is held at a temperature higher than this Tg, there is a drawback that the glass coating layer is deformed. On the other hand, if the glass is held at a temperature lower than Tg, it becomes essentially solid and cannot release the previously generated stress. However, 40 than Tg
If the temperature range is as low as ℃, for a long time e.g.
By holding for 24 hours, the stress generated up to that point can be released, so holding at the glass transition temperature Tg means holding at any temperature between Tg and 40°C lower than Tg. do. In this way, by temporarily holding the glass at Tg, the stress that had previously occurred in the glass is released, and since the temperatures of the core and the glass layer are now the same, it is necessary to prevent a temperature difference between the two after this. and,
In order to prevent temperature differences from occurring in each part of the glass layer itself, the glass layer itself is slowly cooled at a rate of 0.8°C/min or less. The temperature dependence of thermal expansion below Tg is almost a straight line (this straight line is known to be represented by the coefficient of thermal expansion measured between 100°C and 300°C), and the temperature dependence of the coefficient of thermal expansion is approximately If the same metal core and glass are used, a dental implant with substantially no residual stress in the glass layer can be obtained by equally slowly cooling both at temperatures below Tg. Slow cooling is 0.8
℃/min or less, but since there is no temperature difference between the core and the glass layer, temperature control is easier than in the manufacturing method described in JP-A-53-145394, which cools with a constant temperature difference. is extremely simple. The thickness of the bioactive glass coating layer may be about 0.2 to 1.5 mm at room temperature. The atoms in the bioactive glass become ions and elute due to the action of body fluids, and the eluted ions are deposited near the boundary with the bone, and in some cases, the same compounds as the inorganic compounds in the bone are generated. Bioactive glass is said to bond directly and strongly to bone. However, as the ions elute, the properties of the surface of the bioactive glass change, forming a layer with different properties from the initial glass, which can be called a reaction layer. The rate of formation of the layer decreases as the bonding with the bone is completed, but if the glass is highly reactive, the elution of ions will proceed gradually but steadily over a long period of time, and the thickness of the reactive layer will increase. The reaction gradually increases to the boundary between the core and the bioactive glass. Unfortunately, this reactive layer has generally been found to be less mechanically strong and brittle than the original bioactive glass and, of course, the core. In particular, if the reaction layer progresses to the boundary with the core, the bonding force between the core and the bioactive glass layer will weaken, and in the worst case, the implant will fall out of the alveolar bone due to the pressure during occlusion. leading to. Therefore, it is desirable that the progress of the reaction layer is stopped before reaching the boundary with the core, and it is also desirable that the progress of the reaction layer be stopped gradually, rather than suddenly.
Therefore, it is desirable to use bioactive glass, which has some reactivity near the boundary with the core and has a very slow reaction layer formation rate. The present inventors focused on multi-layer coating of bioactive glass for this purpose, but on the other hand, when trying to adopt the simplest method of coating glass, the melt-dip coating method, the inner layer of glass and the outer layer of glass It is necessary to match the coefficient of thermal expansion. If they do not match, large residual stress will remain in the coated glass layer when it is cooled to room temperature after coating, and it may break.
Or it becomes extremely easy to break. However, in the conventional glass disclosed in JP-A-53-145394, the coefficient of thermal expansion is uniquely determined when the reactivity with living organisms is determined. It is very difficult to find a combination of glasses that do the same. Further, as a characteristic of glass, the bonding strength between glasses having different compositions is weak. Furthermore, in the dip coating method, it is desirable that the glass used for coating has low melting properties from the viewpoints of preventing damage to the core, workability, and energy saving. As a result of our research, the present inventors found that: SiO 2 35-60 mol% B 2 O 3 0-15 Na 2 O 10-30 CaO 5-40 P 2 O 5 0-15 K 2 O 0-20 Li 2 O 0-10 MgO 0-5 La 2 O 3 + Ta 2 O 2 + Y 2 O 5 0-8 F 2 0-15 When TiO 2 is added to some known bioactive glasses with the following composition, the coefficient of thermal expansion ( The reactivity (measured between two points between 100℃ and 300℃) does not substantially change, and the TiO 2 content of the outer layer (the layer in contact with the bone) is lower than the initial reaction. improve sex,
A suitable TiO 2 content is 0 to 2% in order to increase the bonding strength with the bone, and the content of TiO 2 in the inner layer (layer in contact with the core) reduces reactivity near the boundary with the core and has a low melting point. It has been found that 5 to 10 mol% is appropriate to ensure the properties. Any glass composition can be manufactured using methods known in glass technology, using oxides, carbonates, nitrates, fluorides, etc. as raw materials for each component according to the specified composition. The mixture is mixed in the proportion of
The material is placed in a platinum crucible in an electric furnace heated to 1000-1300°C, and after melting and clarification, it is stirred and homogenized. After the core is immersed in the molten glass thus obtained, it is pulled up and slowly cooled to cover the inner layer, and if necessary, it is polished and shaped. Next, the coated core is immersed in the molten glass that will become the outer layer, and the same operation as before is repeated. In this way, 2
A layered implant is produced. Therefore, the inner layer must be of a glass composition that has substantially the same coefficient of thermal expansion as the core as it is being reheated. (Note that here, "substantially the same" means that the temperature is up to 0.1 × 10 -5 °C -1 lower than that of the core, but does not mean that it is even slightly higher than that of the core.) However, conveniently, the above-mentioned inner layer Within the range of glass compositions, it is possible to select a glass that substantially matches the coefficient of thermal expansion of the core, particularly the metal core desired for use. Next, the present invention will be specifically explained with reference to Examples. [Example 1] FIG. 1 is a sectional view of an implant manufactured in this example. 1 is a metal core (Ni
- Cr alloy manufactured by Sankin Kogyo Co., Ltd. (trade name: Sanilium),
The coefficient of thermal expansion is 1.36×10 -5 ℃ -1 ). An artificial tooth crown or a post core for mounting the artificial tooth crown is fitted and bonded into this recess 3. 2a (outer layer) is the thickness
100 μm bioactive glass, 2b (inner layer) is thick
It is a 400 μm bioactive glass with weak activity. The composition of each glass is shown below.
〔実施例 ２〕[Example 2]
金属芯体１として直径3.5mm、長さ8.5mmの歯科
用Ni−Cr合金（三金工業社製、商品名サニリウ
ム、熱膨張係数：1.36×10-5℃-1）を使用した。
被覆用生体活性ガラスＡ（第２表参照）は、熱膨
張係数：1.36×10-5℃-1をもち適当な生体反応性
をそなえている。
ころガラスを溶融後、1060度まで放冷し、ただ
ちに上記芯体を浸漬し、約20秒保持した後引き上
げ、510℃に調節した徐冷炉中に移し、１時間保
持した。そのの後、0.5℃／分の冷却速度で徐冷
した。
得られた歯科用インプラント（第４図参照）は
厚さ0.5mmの被覆層２を持ち、割れも見られず、
耐衝撃性も十分であつた。
第２表
成 分 ガラスＡ
SiO2 46.7モル
B2O3 5.6
P2O5 2.5
CaO 21.1
Na2O 23.6
TiO2 0.5
合計 100モル
熱膨張係数（℃-1） 1.36×10-5
溶融温度（℃） 1300
Tg（℃） 510
〔発明の効果〕
以上の通り、本発明は、上面に金属製のつばを
設けて生体活性ガラス被覆層の上端面を保護した
ので(1)生体活性ガラスは完全に骨の中に埋もれる
ことから体液によつて侵食されることがなく、(2)
ガラス被覆層上面角にエツジがなくなるので、破
損の恐れがなくなり、しかも(3)上部構造−金属芯
体の接触面しかないので接合材のの入手又は開発
が容易となる。
As the metal core 1, a dental Ni-Cr alloy (manufactured by Sankin Kogyo Co., Ltd., trade name Sanilium, thermal expansion coefficient: 1.36 x 10 -5 °C -1 ) with a diameter of 3.5 mm and a length of 8.5 mm was used.
The bioactive glass A for coating (see Table 2) has a coefficient of thermal expansion of 1.36×10 −5 ° C. −1 and has appropriate bioreactivity. After melting the roller glass, it was allowed to cool to 1060 degrees Celsius, and the core was immediately immersed in the melt, held for about 20 seconds, then pulled out, transferred to a slow cooling furnace adjusted to 510 degrees Celsius, and kept there for 1 hour. Thereafter, it was slowly cooled at a cooling rate of 0.5°C/min. The obtained dental implant (see Figure 4) had a coating layer 2 with a thickness of 0.5 mm, and no cracks were observed.
Impact resistance was also sufficient. Table 2 Component Glass A SiO 2 46.7 mol B 2 O 3 5.6 P 2 O 5 2.5 CaO 21.1 Na 2 O 23.6 TiO 2 0.5 Total 100 mol Coefficient of thermal expansion (℃ -1 ) 1.36×10 -5 Melting temperature (℃ ) 1300 Tg (℃) 510 [Effects of the Invention] As described above, the present invention protects the upper end surface of the bioactive glass coating layer by providing a metal brim on the upper surface, so (1) the bioactive glass is completely protected. Because it is buried in the bone, it is not eroded by body fluids, (2)
Since there are no edges on the top corner of the glass coating layer, there is no fear of breakage, and (3) since there is only a contact surface between the upper structure and the metal core, it is easier to obtain or develop a bonding material.
【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]
第１図は、本発明の実施例１にかかる歯科用イ
ンプラントの縦断面図である。第２図は、従来の
歯科用インプラントの縦断面図である。第３図
は、従来の歯科用インプラントを埋植した様子を
説明する概念図である。第４図１は、本発明の実
施例２にかかる歯科用インプラントの斜視図であ
る。同２は、同１の上面図である。同３は、同２
の矢視断面図である。
主要部分の符号の説明、１……金属芯体、２…
…生体活性ガラス被覆層、１ａ……つば、２ａ…
…外層、２ｂ……内層、３……くぼみ、４……ポ
ストコア、５……上部構造（人工歯冠）、６……
骨、７……歯肉。
FIG. 1 is a longitudinal sectional view of a dental implant according to Example 1 of the present invention. FIG. 2 is a longitudinal sectional view of a conventional dental implant. FIG. 3 is a conceptual diagram illustrating how a conventional dental implant is implanted. FIG. 4 1 is a perspective view of a dental implant according to Example 2 of the present invention. 2 is a top view of the same 1. Same 3 is same 2
FIG. Explanation of symbols of main parts, 1...Metal core, 2...
...Bioactive glass coating layer, 1a...Brim, 2a...
...Outer layer, 2b...Inner layer, 3...Indentation, 4...Post core, 5...Superstructure (artificial tooth crown), 6...
Bone, 7... Gums.