JPH07252111A - 歯科医療用材料及びその製造方法 - Google Patents
歯科医療用材料及びその製造方法Info
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- JPH07252111A JPH07252111A JP26064294A JP26064294A JPH07252111A JP H07252111 A JPH07252111 A JP H07252111A JP 26064294 A JP26064294 A JP 26064294A JP 26064294 A JP26064294 A JP 26064294A JP H07252111 A JPH07252111 A JP H07252111A
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- B22F3/22—Manufacture of workpieces or articles from metallic powder characterised by the manner of compacting or sintering; Apparatus specially adapted therefor ; Presses and furnaces for producing castings from a slip
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- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/04—Metals or alloys
- A61L27/06—Titanium or titanium alloys
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- B22—CASTING; POWDER METALLURGY
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- A61F2310/00005—The prosthesis being constructed from a particular material
- A61F2310/00011—Metals or alloys
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 金属粉末射出成形法により複雑な形状でも容
易にかつ強度の高い材料を加工できるようにして、人体
に無害なＴｉ製の歯科医療材料を提供する。 【構成】 Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して射出成形
し、脱脂、焼結工程を経てＴｉ焼結体からなる歯列矯正
用ブラケット又は人工歯根を形成する。具体的には、平
均粒径４０μｍ以下で、炭素含有量０．３重量％以下、
酸素含有量０．８重量％以下の純Ｔｉ粉末を用いて、炭
素及び酸素含有量の和が１．０重量％以下の焼結体を製
造する。また、必要に応じて焼結体の表面に各種方法に
より着色層を形成する。
易にかつ強度の高い材料を加工できるようにして、人体
に無害なＴｉ製の歯科医療材料を提供する。 【構成】 Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して射出成形
し、脱脂、焼結工程を経てＴｉ焼結体からなる歯列矯正
用ブラケット又は人工歯根を形成する。具体的には、平
均粒径４０μｍ以下で、炭素含有量０．３重量％以下、
酸素含有量０．８重量％以下の純Ｔｉ粉末を用いて、炭
素及び酸素含有量の和が１．０重量％以下の焼結体を製
造する。また、必要に応じて焼結体の表面に各種方法に
より着色層を形成する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、歯科医療用材料及びそ
の製造方法に係り、特に歯列矯正材料及び人工歯根とし
て好適な材料の構成及びその製造方法に関する。
の製造方法に係り、特に歯列矯正材料及び人工歯根とし
て好適な材料の構成及びその製造方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】口腔内で使用する歯科医療用材料には歯
列を矯正するワイヤ−やブラケット、人工の歯根があ
る。これらの材料には、従来、用途に応じて主としてプ
ラスチック、セラミックス、ステンレス等が使用されて
いる。また、Ｔｉ−Ｎｉ系合金、Ｎｉ−Ｃｒ系合金、Ｆ
ｅ−Ｎｉ−Ｃｒ系合金も一部使われている。しかし、近
年皮膚等に特定の金属が触れると皮膚の荒れや炎症を起
こす金属アレルギ−の患者が増加傾向にある。この金属
アレルギーには、アクセサリ−としてのイヤリング、ネ
ックレス等による皮膚に対するアレルギ−と、歯科治療
の際に口腔内で使用した金属によるアレルギ−があり、
常に一定の金属に反応するのではなく、患者ごとに反応
する金属が異なっている。しかし、このアレルギーより
も現在最も問題になっているのが、ＮｉやＣｒ等の金属
の発ガン性である。一部の国ではＮｉ−Ｃｒ系合金は生
体関係では使用出来なくなっている。
列を矯正するワイヤ−やブラケット、人工の歯根があ
る。これらの材料には、従来、用途に応じて主としてプ
ラスチック、セラミックス、ステンレス等が使用されて
いる。また、Ｔｉ−Ｎｉ系合金、Ｎｉ−Ｃｒ系合金、Ｆ
ｅ−Ｎｉ−Ｃｒ系合金も一部使われている。しかし、近
年皮膚等に特定の金属が触れると皮膚の荒れや炎症を起
こす金属アレルギ−の患者が増加傾向にある。この金属
アレルギーには、アクセサリ−としてのイヤリング、ネ
ックレス等による皮膚に対するアレルギ−と、歯科治療
の際に口腔内で使用した金属によるアレルギ−があり、
常に一定の金属に反応するのではなく、患者ごとに反応
する金属が異なっている。しかし、このアレルギーより
も現在最も問題になっているのが、ＮｉやＣｒ等の金属
の発ガン性である。一部の国ではＮｉ−Ｃｒ系合金は生
体関係では使用出来なくなっている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】上記歯科医療用材料に
おいては、いずれも機械的特性、製造コスト、材料の体
内への溶出及び生体適合性等の問題がある。例えば、プ
ラスチックでは剛性不足のために破断するおそれがあ
り、セラミックスは高価であり、ステンレスは溶出量が
多く、その他の上記合金とともに上記のアレルギーや発
ガン性等のように生体適合性に問題がある。
おいては、いずれも機械的特性、製造コスト、材料の体
内への溶出及び生体適合性等の問題がある。例えば、プ
ラスチックでは剛性不足のために破断するおそれがあ
り、セラミックスは高価であり、ステンレスは溶出量が
多く、その他の上記合金とともに上記のアレルギーや発
ガン性等のように生体適合性に問題がある。
【０００４】一方、材料成形の面から見ると、歯列矯正
材料及び人工歯根は、従来、鋳造法と機械加工により製
造されていた。鋳造法では鋳造欠陥、特に鋳巣の発生が
多いため、使用時に破断するトラブルが多発している。
また、鋳造品では、湯流れの問題から、複雑な形状の現
出が困難であり、例えば歯列矯正材料では歯と接着させ
る面の形状、人工歯根ではネジ部の形状等を、部品設計
図通り正確に現出できない。したがって、歯列矯正材料
では、歯との接着強度が不十分になり、また、人工歯根
では埋設した後、ネジのゆるみにより上部構造物の破断
の原因になったり、咬合が不十分となり、食物の咀嚼が
出来なくなる。一方、切削等の機械加工で形成する場合
には、硬度の高い材料になると加工が困難になり、特に
Ｔｉ材料は機械加工性が劣悪であるため、加工精度が悪
い。例えば人工歯根のネジ部は鋳造法による成形ができ
ないために機械加工で形成されるが、ネジ部の精度が悪
いため、顎骨内に螺入したネジ加工部に細菌が侵入し、
繁殖し易い状態となる。これらの細菌は、大腸菌、ガン
ディダ酵母、緑膿菌、黄色ブドウ球菌であり、これが原
因で腐敗臭や歯周病が生じやすくなる。
材料及び人工歯根は、従来、鋳造法と機械加工により製
造されていた。鋳造法では鋳造欠陥、特に鋳巣の発生が
多いため、使用時に破断するトラブルが多発している。
また、鋳造品では、湯流れの問題から、複雑な形状の現
出が困難であり、例えば歯列矯正材料では歯と接着させ
る面の形状、人工歯根ではネジ部の形状等を、部品設計
図通り正確に現出できない。したがって、歯列矯正材料
では、歯との接着強度が不十分になり、また、人工歯根
では埋設した後、ネジのゆるみにより上部構造物の破断
の原因になったり、咬合が不十分となり、食物の咀嚼が
出来なくなる。一方、切削等の機械加工で形成する場合
には、硬度の高い材料になると加工が困難になり、特に
Ｔｉ材料は機械加工性が劣悪であるため、加工精度が悪
い。例えば人工歯根のネジ部は鋳造法による成形ができ
ないために機械加工で形成されるが、ネジ部の精度が悪
いため、顎骨内に螺入したネジ加工部に細菌が侵入し、
繁殖し易い状態となる。これらの細菌は、大腸菌、ガン
ディダ酵母、緑膿菌、黄色ブドウ球菌であり、これが原
因で腐敗臭や歯周病が生じやすくなる。
【０００５】そこで本発明は上記問題点を解決するもの
であり、その課題は、人体に対して無害なＴｉを素材と
して用いた材料でありながら、微細な又は複雑な形状を
容易に成形でき、しかも、製造コストを低減できる歯列
矯正材料や人工歯根等の歯科医療用材料を提供すること
にある。また、歯科医療用材料として充分な強度や延性
を備えたもの、さらには歯科医療に好適な外観特に色彩
を有する材料を構成することを目的とする。
であり、その課題は、人体に対して無害なＴｉを素材と
して用いた材料でありながら、微細な又は複雑な形状を
容易に成形でき、しかも、製造コストを低減できる歯列
矯正材料や人工歯根等の歯科医療用材料を提供すること
にある。また、歯科医療用材料として充分な強度や延性
を備えたもの、さらには歯科医療に好適な外観特に色彩
を有する材料を構成することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明の歯科医療用材料
は、Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して成形した後に脱
脂した成形体を焼結してなる焼結体で構成するものであ
る。
は、Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して成形した後に脱
脂した成形体を焼結してなる焼結体で構成するものであ
る。
【０００７】ここで前記焼結体の炭素の含有量を０．５
重量％以下とすることが好ましい。
重量％以下とすることが好ましい。
【０００８】また、前記焼結体の酸素の含有量を０．８
重量％以下とすることが好ましい。
重量％以下とすることが好ましい。
【０００９】さらに、前記焼結体の炭素及び酸素の含有
量の和を１．０重量％以下とすることが好ましい。
量の和を１．０重量％以下とすることが好ましい。
【００１０】そして、前記Ｔｉ焼結体は、平均粒径が４
０μｍ以下の前記Ｔｉ粉末で形成することが好ましい。
０μｍ以下の前記Ｔｉ粉末で形成することが好ましい。
【００１１】また、前記焼結体の表面にイオンプレーテ
ィング法により形成された着色層を設けることが好まし
い。
ィング法により形成された着色層を設けることが好まし
い。
【００１２】この場合においては、前記着色層の上にＡ
ｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を設けることが望ましい。
ｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を設けることが望ましい。
【００１３】さらに、前記焼結体の表面に陽極酸化法、
熱処理法、溶射法により形成された着色層を設けること
が好ましい。
熱処理法、溶射法により形成された着色層を設けること
が好ましい。
【００１４】これらの歯科医療用材料においては、前記
焼結体を歯列矯正材料として成形する場合があり、ま
た、人工歯根として成形する場合もある。
焼結体を歯列矯正材料として成形する場合があり、ま
た、人工歯根として成形する場合もある。
【００１５】次に歯科医療用材料の製造方法としては、
Ｔｉ粉末と有機バインダとを混合して射出成形用コンパ
ウンドを形成し、これを成形して成形体を形成した後、
該成形体を脱脂し、さらに焼結することによりＴｉ焼結
体を形成するものである。
Ｔｉ粉末と有機バインダとを混合して射出成形用コンパ
ウンドを形成し、これを成形して成形体を形成した後、
該成形体を脱脂し、さらに焼結することによりＴｉ焼結
体を形成するものである。
【００１６】ここで、平均粒径４０μｍ以下で、炭素含
有量０．３重量％以下、酸素含有量０．８重量％以下の
Ｔｉ粉末を用いることが好ましい。
有量０．３重量％以下、酸素含有量０．８重量％以下の
Ｔｉ粉末を用いることが好ましい。
【００１７】また、前記焼結体の形成後に前記焼結体の
表面上にイオンプレーティング法により着色層を形成す
ることが好ましい。
表面上にイオンプレーティング法により着色層を形成す
ることが好ましい。
【００１８】この場合においては、前記着色層の上にＡ
ｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を形成することが望まし
い。
ｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を形成することが望まし
い。
【００１９】さらに、前記焼結体の形成後に前記焼結体
の表面上に陽極酸化法、熱処理法、溶射法により着色層
を形成することが好ましい。
の表面上に陽極酸化法、熱処理法、溶射法により着色層
を形成することが好ましい。
【００２０】溶射法による着色層の形成においては、前
記着色層をＡｌ2 Ｏ3 若しくはＴｉＯ2 の粉末を溶射し
て形成することが望ましい。
記着色層をＡｌ2 Ｏ3 若しくはＴｉＯ2 の粉末を溶射し
て形成することが望ましい。
【００２１】
【作用】請求項１によれば、従来の鋳造法で形成した材
料で発生し易い破損、折損の少ない材質に構成でき、し
かも微細な又は複雑な形状の材料も支障なく形成できる
とともに、従来の機械加工法による材料で得られなかっ
た形状精度を低コストで製造できるため、高品位かつ実
用的な歯科医療用材料を提供できる。
料で発生し易い破損、折損の少ない材質に構成でき、し
かも微細な又は複雑な形状の材料も支障なく形成できる
とともに、従来の機械加工法による材料で得られなかっ
た形状精度を低コストで製造できるため、高品位かつ実
用的な歯科医療用材料を提供できる。
【００２２】請求項２及び３によれば、炭素若しくは酸
素の含有量を所定値よりも低減することにより延性の高
い、高剛性の材料とすることができる。
素の含有量を所定値よりも低減することにより延性の高
い、高剛性の材料とすることができる。
【００２３】請求項４によれば、炭素と酸素の含有量の
和を所定値よりも低減することにより延性の高い、高剛
性の材料とすることができる。
和を所定値よりも低減することにより延性の高い、高剛
性の材料とすることができる。
【００２４】請求項５によれば、Ｔｉ粉末の平均粒径を
４０μｍ以下とすることによりＴｉ焼結体の密度を９５
％以上とすることができ、ポアーの連結を防止して破断
強度の低下を防止することができる。
４０μｍ以下とすることによりＴｉ焼結体の密度を９５
％以上とすることができ、ポアーの連結を防止して破断
強度の低下を防止することができる。
【００２５】請求項６によれば、イオンプレーティング
法により接着強度の高い着色層を得ることができ、高耐
久性及び長寿命の着色層を形成することができる。
法により接着強度の高い着色層を得ることができ、高耐
久性及び長寿命の着色層を形成することができる。
【００２６】請求項７によれば、上記着色層の上にさら
に金属膜を形成することにより、金属の種類に応じた色
彩を得ることができる。
に金属膜を形成することにより、金属の種類に応じた色
彩を得ることができる。
【００２７】請求項８乃至１０によれば、それぞれ所望
の色に近い多種の色を得ることができる。
の色に近い多種の色を得ることができる。
【００２８】請求項１４によれば、Ｔｉ粉末の粒径、炭
素及び酸素含有量を規定することにより、焼結体の延性
を高めることができ、高剛性の歯科医療用材料を形成す
ることができる。
素及び酸素含有量を規定することにより、焼結体の延性
を高めることができ、高剛性の歯科医療用材料を形成す
ることができる。
【００２９】請求項２０によれば、人間の歯に近い白色
を得ることができる。
を得ることができる。
【００３０】
【実施例】以下に図面を参照して本発明に係る歯科医療
用材料及びその製造方法の実施例を詳細に説明する。本
実施例は、歯科治療に用いられる歯列矯正材料、人工歯
根等の材料として用いられるものであり、歯科治療用の
固定材料としての機能を有するものである。また本実施
例ではＴｉを原料乃至は材質として用いているが、一般
に、生体に不活性な純Ｔｉ若しくはＴｉ合金を用いた材
料として、歯科に限らず、骨折部の支持や補綴等のため
の医療用材料として広く適用できるものである。
用材料及びその製造方法の実施例を詳細に説明する。本
実施例は、歯科治療に用いられる歯列矯正材料、人工歯
根等の材料として用いられるものであり、歯科治療用の
固定材料としての機能を有するものである。また本実施
例ではＴｉを原料乃至は材質として用いているが、一般
に、生体に不活性な純Ｔｉ若しくはＴｉ合金を用いた材
料として、歯科に限らず、骨折部の支持や補綴等のため
の医療用材料として広く適用できるものである。
【００３１】図１には本実施例において材料を製造する
工程を示す。本実施例の歯科医療用材料の製造は、Ｔｉ
粉末と有機バインダとを混合して射出成形用コンパウン
ドを形成することから始まる。Ｔｉ粉末は、ガスアトマ
イズ法により作成した純Ｔｉ粉末であり、通常表１に示
す組成を備えたものである。後述するように、歯科医療
用材料に含まれる炭素量及び酸素量は材料の延性に大き
な影響を及ぼすので、Ｔｉ粉末の段階における炭素及び
酸素の含有量は重要である。
工程を示す。本実施例の歯科医療用材料の製造は、Ｔｉ
粉末と有機バインダとを混合して射出成形用コンパウン
ドを形成することから始まる。Ｔｉ粉末は、ガスアトマ
イズ法により作成した純Ｔｉ粉末であり、通常表１に示
す組成を備えたものである。後述するように、歯科医療
用材料に含まれる炭素量及び酸素量は材料の延性に大き
な影響を及ぼすので、Ｔｉ粉末の段階における炭素及び
酸素の含有量は重要である。
【００３２】
【表１】
【００３３】以下詳述する各工程においては炭素量は焼
結時に残留した樹脂から混入する場合があるが、脱脂工
程の改善により、最終的に形成される焼結体の炭素量を
このＴｉ粉末の炭素含有量とほぼ同一にすることができ
る。一方、酸素は以下の各加熱工程において混入する可
能性があり、このＴｉ粉末の酸素含有量にさらに上乗せ
したかたちで焼結体の酸素含有量が定まる。しかしなが
ら、製造工程中における酸素の混入を極力防止すること
により上乗せ量を低減することは可能であり、また、比
較的酸素混入量の少ない製造工程を確立した場合には、
最初のＴｉ粉末の酸素含有量によって焼結体の酸素含有
量を制御することが可能である。
結時に残留した樹脂から混入する場合があるが、脱脂工
程の改善により、最終的に形成される焼結体の炭素量を
このＴｉ粉末の炭素含有量とほぼ同一にすることができ
る。一方、酸素は以下の各加熱工程において混入する可
能性があり、このＴｉ粉末の酸素含有量にさらに上乗せ
したかたちで焼結体の酸素含有量が定まる。しかしなが
ら、製造工程中における酸素の混入を極力防止すること
により上乗せ量を低減することは可能であり、また、比
較的酸素混入量の少ない製造工程を確立した場合には、
最初のＴｉ粉末の酸素含有量によって焼結体の酸素含有
量を制御することが可能である。
【００３４】有機バインダとしては、熱可塑性樹脂、ワ
ックスを主成分とし、必要に応じて可塑剤、潤滑剤、脱
脂促進剤、界面活性剤を添加したものを使用する。本実
施例ではＰＢＭＡ（ポリブチルメタクリレート）、ＥＶ
Ａ（エチレン酢酸ビニル共重合体）、ワックス、及びＤ
ＢＰ（ディブチルフタレート）を用いた。この有機バイ
ンダを加圧ニーダで１３０℃、３０分間、上記Ｔｉ粉末
と混合、混練して、射出成形用コンパウンドを作った。
次に、このコンパウンドを用いて射出成型機によって射
出成形を行った。成形時の条件は成形温度１５０℃、成
形圧力１０００ｋｇｆ／ｃｍ2 、金型温度は２０℃であ
る。成形用の金型は、図２に示す歯列矯正用のブラケッ
ト及び図４に示す人工歯根を形成するように、それぞれ
製作されたものである。有機バインダの量はその材質に
応じて適宜設定されるべきであるが、通常、９重量％±
１重量％である。
ックスを主成分とし、必要に応じて可塑剤、潤滑剤、脱
脂促進剤、界面活性剤を添加したものを使用する。本実
施例ではＰＢＭＡ（ポリブチルメタクリレート）、ＥＶ
Ａ（エチレン酢酸ビニル共重合体）、ワックス、及びＤ
ＢＰ（ディブチルフタレート）を用いた。この有機バイ
ンダを加圧ニーダで１３０℃、３０分間、上記Ｔｉ粉末
と混合、混練して、射出成形用コンパウンドを作った。
次に、このコンパウンドを用いて射出成型機によって射
出成形を行った。成形時の条件は成形温度１５０℃、成
形圧力１０００ｋｇｆ／ｃｍ2 、金型温度は２０℃であ
る。成形用の金型は、図２に示す歯列矯正用のブラケッ
ト及び図４に示す人工歯根を形成するように、それぞれ
製作されたものである。有機バインダの量はその材質に
応じて適宜設定されるべきであるが、通常、９重量％±
１重量％である。
【００３５】図２に示す歯列矯正用のブラケット１に
は、ベース部１０の表面側に上下一対の係合部１１，１
１が形成され、この係合部１１の間に挿通溝１２が構成
されている。ベース１０の裏面には格子溝１３が形成さ
れ、この裏面が図３に示す歯Ｄの表面に接着されるよう
に成っている。ベース１０の裏面には格子溝の他に多数
のディンプルを形成する場合もあるが、接着強度の面か
ら見て格子溝が最も好ましい。ブラケット１を図３に示
すように接着剤を介して歯Ｄの表面に接着した後、ワイ
ヤ１４をその挿通溝１２に挿通し、並列する歯Ｄが整列
状態になるように応力を加える。
は、ベース部１０の表面側に上下一対の係合部１１，１
１が形成され、この係合部１１の間に挿通溝１２が構成
されている。ベース１０の裏面には格子溝１３が形成さ
れ、この裏面が図３に示す歯Ｄの表面に接着されるよう
に成っている。ベース１０の裏面には格子溝の他に多数
のディンプルを形成する場合もあるが、接着強度の面か
ら見て格子溝が最も好ましい。ブラケット１を図３に示
すように接着剤を介して歯Ｄの表面に接着した後、ワイ
ヤ１４をその挿通溝１２に挿通し、並列する歯Ｄが整列
状態になるように応力を加える。
【００３６】一方、図４に示す人工歯根２はクラウン２
１と雄ネジ部２２を備える雄ネジ体と雌ネジ部を備えた
雌ネジ体２３とから成り、顎骨ｓの内に場設された雌ネ
ジ体２３にネジ部２２が螺入されることによって固定さ
れ、上部のクラウン２１に擬歯Ｄ’が接着固定されるよ
うになっている。
１と雄ネジ部２２を備える雄ネジ体と雌ネジ部を備えた
雌ネジ体２３とから成り、顎骨ｓの内に場設された雌ネ
ジ体２３にネジ部２２が螺入されることによって固定さ
れ、上部のクラウン２１に擬歯Ｄ’が接着固定されるよ
うになっている。
【００３７】このように、それぞれの用途に応じて成形
された成形体は、図１に示すように減圧加熱炉の内部で
脱脂される。この脱脂工程においては、非酸化性雰囲
気、減圧雰囲気、またはその併用下で加熱し脱脂する。
また、バインダ−中の特定成分のみを特定の溶媒（液ま
たはガス）を用いて脱脂してもよい。本実施例では、加
熱炉の内部圧力を１×１０-1ｔｏｒｒ、最高加熱温度を
４００℃、保持時間を１時間として実施した。
された成形体は、図１に示すように減圧加熱炉の内部で
脱脂される。この脱脂工程においては、非酸化性雰囲
気、減圧雰囲気、またはその併用下で加熱し脱脂する。
また、バインダ−中の特定成分のみを特定の溶媒（液ま
たはガス）を用いて脱脂してもよい。本実施例では、加
熱炉の内部圧力を１×１０-1ｔｏｒｒ、最高加熱温度を
４００℃、保持時間を１時間として実施した。
【００３８】次に、真空加熱炉において焼結工程を行
う。焼結工程においては、非酸化性雰囲気、真空雰囲気
またはその併用下で焼結することができる。本実施例に
おいては加熱炉の内部圧力を１×１０-1〜１×１０-4ｔ
ｏｒｒ、最高加熱温度を１２５０℃、保持時間を３時間
として実施し、所望形状のＴｉ焼結体を形成した。
う。焼結工程においては、非酸化性雰囲気、真空雰囲気
またはその併用下で焼結することができる。本実施例に
おいては加熱炉の内部圧力を１×１０-1〜１×１０-4ｔ
ｏｒｒ、最高加熱温度を１２５０℃、保持時間を３時間
として実施し、所望形状のＴｉ焼結体を形成した。
【００３９】このようにして形成したＴｉ焼結体からな
るブラケット及び人工歯根は、有機バインダを混合して
射出成形により成形するため、従来の鋳造法にある鋳造
欠陥や湯流れの問題を少なくすることができるから、図
２又は図４に示した微細かつ複雑な形状を容易に実現す
ることができ、さらに、脱脂及び焼結工程を経ることに
より所望の剛性を確保できるものである。例えば、図２
に示すブラケット１においては、ベース１０の裏面の格
子溝を鋳造法により形成することは従来不可能であり、
比較的大きなディンプルを形成できるに留まっていた。
細かなディンプルや格子溝の形成は、鋳造又は切削加工
後に、さらに切削加工や網体の接着等により形成せざる
を得ず、仮に行うとすると加工コストの極端な増大を招
く。本実施例では上記方法により極めて細かい格子溝を
支障なく形成することができ、製造コストの増大を抑制
することができる。
るブラケット及び人工歯根は、有機バインダを混合して
射出成形により成形するため、従来の鋳造法にある鋳造
欠陥や湯流れの問題を少なくすることができるから、図
２又は図４に示した微細かつ複雑な形状を容易に実現す
ることができ、さらに、脱脂及び焼結工程を経ることに
より所望の剛性を確保できるものである。例えば、図２
に示すブラケット１においては、ベース１０の裏面の格
子溝を鋳造法により形成することは従来不可能であり、
比較的大きなディンプルを形成できるに留まっていた。
細かなディンプルや格子溝の形成は、鋳造又は切削加工
後に、さらに切削加工や網体の接着等により形成せざる
を得ず、仮に行うとすると加工コストの極端な増大を招
く。本実施例では上記方法により極めて細かい格子溝を
支障なく形成することができ、製造コストの増大を抑制
することができる。
【００４０】上記Ｔｉ焼結体からなるブラケット及び人
工歯根は、共に歯を固定するために用いられるものであ
り、所定の強度（剛性）が必要とされるため、硬度と延
性（伸び）を制御して製造することを要する。歯科医療
用材料としての本発明に係るＴｉ焼結体は以下の実施例
の場合ビッカース硬度で１８０〜２２０Ｈｖ程度であ
り、耐磨耗性が充分で、しかもワイヤとの滑りも充分に
得られる程度の硬度がある。したがって、本発明に係る
焼結体においては主に延性を確保できるか否かにより材
料としての品位が定まる。この場合、Ｔｉ焼結体の延性
は、炭素量、酸素量及び最終焼結体の密度で決まる。Ｔ
ｉ焼結体中に微量に含まれる炭素及び酸素の量は、焼結
体の硬度及び延性を変化させる。即ち、炭素量が増加す
ると、ＴｉＣ（炭化チタン）が析出して、硬度は高まる
が延性は低下する。また、酸素量が増加すると固溶硬化
量が増大することにより硬度が高くなるが延性は低下す
る。
工歯根は、共に歯を固定するために用いられるものであ
り、所定の強度（剛性）が必要とされるため、硬度と延
性（伸び）を制御して製造することを要する。歯科医療
用材料としての本発明に係るＴｉ焼結体は以下の実施例
の場合ビッカース硬度で１８０〜２２０Ｈｖ程度であ
り、耐磨耗性が充分で、しかもワイヤとの滑りも充分に
得られる程度の硬度がある。したがって、本発明に係る
焼結体においては主に延性を確保できるか否かにより材
料としての品位が定まる。この場合、Ｔｉ焼結体の延性
は、炭素量、酸素量及び最終焼結体の密度で決まる。Ｔ
ｉ焼結体中に微量に含まれる炭素及び酸素の量は、焼結
体の硬度及び延性を変化させる。即ち、炭素量が増加す
ると、ＴｉＣ（炭化チタン）が析出して、硬度は高まる
が延性は低下する。また、酸素量が増加すると固溶硬化
量が増大することにより硬度が高くなるが延性は低下す
る。
【００４１】図５及び図６にはＴｉ焼結体の炭素及び酸
素含有量と伸びとの関係を示した。材料の延性は引張試
験における伸び量により規定される。図５に示す炭素含
有量と伸びとの関係は、酸素含有量を０．３〜０．５重
量％含有するＴｉ粉末を原料として用いた場合の平均値
を示したものである。図中実線はＴｉ焼結体の含有量を
示し、図中点線は原材料のＴｉ粉末の含有量を示してい
る。一方、図６に示す酸素含有量と伸びとの関係は、炭
素含有量を０．１〜０．３重量％とするＴｉ粉末を原料
として用いた場合の平均値を示したものである。図中実
線はＴｉ焼結体の含有量を示し、図中点線は原材料のＴ
ｉ粉末の含有量を示している。
素含有量と伸びとの関係を示した。材料の延性は引張試
験における伸び量により規定される。図５に示す炭素含
有量と伸びとの関係は、酸素含有量を０．３〜０．５重
量％含有するＴｉ粉末を原料として用いた場合の平均値
を示したものである。図中実線はＴｉ焼結体の含有量を
示し、図中点線は原材料のＴｉ粉末の含有量を示してい
る。一方、図６に示す酸素含有量と伸びとの関係は、炭
素含有量を０．１〜０．３重量％とするＴｉ粉末を原料
として用いた場合の平均値を示したものである。図中実
線はＴｉ焼結体の含有量を示し、図中点線は原材料のＴ
ｉ粉末の含有量を示している。
【００４２】歯科治療用材料、特に歯列矯正材料及び人
工歯根として用いる場合の材料の伸びは少なくとも２％
程度必要であり、好ましくは４％以上あればよい。伸び
が２％を下回ると、治療時に折れ欠けが発生する。した
がって、上記グラフからわかるように、原料のＴｉ粉末
としては炭素含有量を０．３重量％以下、酸素含有量を
０．６重量％以下にする必要がある。一方、Ｔｉ焼結体
としては炭素含有量を０．５重量％以下、酸素含有量を
０．８重量％以下にする必要がある。
工歯根として用いる場合の材料の伸びは少なくとも２％
程度必要であり、好ましくは４％以上あればよい。伸び
が２％を下回ると、治療時に折れ欠けが発生する。した
がって、上記グラフからわかるように、原料のＴｉ粉末
としては炭素含有量を０．３重量％以下、酸素含有量を
０．６重量％以下にする必要がある。一方、Ｔｉ焼結体
としては炭素含有量を０．５重量％以下、酸素含有量を
０．８重量％以下にする必要がある。
【００４３】本実施例における射出成形法を利用した純
Ｔｉ焼結体を用いた歯科医療用材料に供するＴｉ粉末
は、上記のように微量の炭素及び酸素を含むが、その他
は不可避的不純物元素のみであり、基本的に純Ｔｉより
なるものである。しかし、近年生体用の不活性材料とし
てはＴｉ合金が多用されており、例えばＴｉ−６Ａｌ−
４Ｖ合金のようなものであっても、同様に成形できる。
Ｔｉ焼結体を用いた歯科医療用材料に供するＴｉ粉末
は、上記のように微量の炭素及び酸素を含むが、その他
は不可避的不純物元素のみであり、基本的に純Ｔｉより
なるものである。しかし、近年生体用の不活性材料とし
てはＴｉ合金が多用されており、例えばＴｉ−６Ａｌ−
４Ｖ合金のようなものであっても、同様に成形できる。
【００４４】次に、原料としてのＴｉ粉末の粒径と焼結
体の密度の関係を図７に示す。粒径と密度の関係は、粒
径が４０μｍを越えると密度が急激に低下する。したが
って９５％以上の高密度の焼結体を得るためには、粉末
の平均粒径４０μｍ以下にする必要がある。密度の低下
は焼結体中のポアーが連結することにより急激に空隙部
を増加及び拡大させるので、切り欠き効果によって延性
が低下する。
体の密度の関係を図７に示す。粒径と密度の関係は、粒
径が４０μｍを越えると密度が急激に低下する。したが
って９５％以上の高密度の焼結体を得るためには、粉末
の平均粒径４０μｍ以下にする必要がある。密度の低下
は焼結体中のポアーが連結することにより急激に空隙部
を増加及び拡大させるので、切り欠き効果によって延性
が低下する。
【００４５】図８は、Ｔｉ焼結体の炭素及び酸素の含有
量の和と伸びとの関係を示すものであり、上述のように
材料の延性に関しては炭素と酸素の双方が影響を及ぼし
ているため、両者の含有量の和を低減することにより延
性を高めることができる様子を示している。以上のよう
な特性を見いだした発明者らは、鋭意工程の改善を試み
た結果、最終的に、Ｔｉ粉末の炭素含有量を０．０５〜
０．１重量％、酸素含有量を０．１重量％程度に抑制
し、Ｔｉ焼結体の炭素含有量を０．１５重量％程度、酸
素含有量を０．３重量％程度にすることを可能にし、高
剛性の歯科医療用材料を製造する技術を確立した。以下
に上記特性を実際の歯科医療用材料の特性として実証す
る試験結果を示す。
量の和と伸びとの関係を示すものであり、上述のように
材料の延性に関しては炭素と酸素の双方が影響を及ぼし
ているため、両者の含有量の和を低減することにより延
性を高めることができる様子を示している。以上のよう
な特性を見いだした発明者らは、鋭意工程の改善を試み
た結果、最終的に、Ｔｉ粉末の炭素含有量を０．０５〜
０．１重量％、酸素含有量を０．１重量％程度に抑制
し、Ｔｉ焼結体の炭素含有量を０．１５重量％程度、酸
素含有量を０．３重量％程度にすることを可能にし、高
剛性の歯科医療用材料を製造する技術を確立した。以下
に上記特性を実際の歯科医療用材料の特性として実証す
る試験結果を示す。
【００４６】実際に上記表１の素材を用い、上述のよう
にして形成したブラケットの密度測定、強度試験、接着
強度試験、溶出試験を実施した。強度試験法は、ブラケ
ットの裏面を下にして、鋼製の平板上に置き、上方から
変位を与え、変形させ、破損の有無を調べた。
にして形成したブラケットの密度測定、強度試験、接着
強度試験、溶出試験を実施した。強度試験法は、ブラケ
ットの裏面を下にして、鋼製の平板上に置き、上方から
変位を与え、変形させ、破損の有無を調べた。
【００４７】接着強度試験は、ブラケットを隣合う２つ
の歯に各１個づつ接着し、隣合うブラケットにワイヤ−
を巻付け、締めつけた。そのとき、剥離したか、否かで
接着強度を評価した。
の歯に各１個づつ接着し、隣合うブラケットにワイヤ−
を巻付け、締めつけた。そのとき、剥離したか、否かで
接着強度を評価した。
【００４８】ブラケットが溶解して体内に流出する量、
即ち、溶出量の測定は、１％の乳酸の溶液に３日間浸漬
した場合の溶出量を測定した。
即ち、溶出量の測定は、１％の乳酸の溶液に３日間浸漬
した場合の溶出量を測定した。
【００４９】このようにして測定した結果を、ロストワ
ックス法（鋳造法）によりベースの裏面にディンプルを
備えた形状に作製した同一形状のＳＵＳ３１６Ｌ製のブ
ラケットを比較例１として、表２に示す。
ックス法（鋳造法）によりベースの裏面にディンプルを
備えた形状に作製した同一形状のＳＵＳ３１６Ｌ製のブ
ラケットを比較例１として、表２に示す。
【００５０】
【表２】
【００５１】Ｔｉ粉末Ａを用いた実施例１は、機械的強
度及び接着強度とも問題がないのに対し、Ｔｉ粉末Ｂを
用いた実施例２、Ｔｉ粉末Ｃを用いた実施例３及びＴｉ
粉末Ｃを用いた実施例３は、それぞれ接着強度には問題
がなかったのに対し機械的強度が不十分のため破損し
た。実施例２は炭素含有量が多く、実施例３は酸素含有
量が多いため、共に延性が劣化していたと考えられる。
また、実施例４は、粒度が粗いため焼結密度が低く材料
内にポア−が多く存在するために破損したと思われる。
そして、比較例１においては、ロストワックス法で作製
されたために歯と接触する面のディンプルの形状を所定
の形状に成形することができず、接着強度が弱いため剥
離した。
度及び接着強度とも問題がないのに対し、Ｔｉ粉末Ｂを
用いた実施例２、Ｔｉ粉末Ｃを用いた実施例３及びＴｉ
粉末Ｃを用いた実施例３は、それぞれ接着強度には問題
がなかったのに対し機械的強度が不十分のため破損し
た。実施例２は炭素含有量が多く、実施例３は酸素含有
量が多いため、共に延性が劣化していたと考えられる。
また、実施例４は、粒度が粗いため焼結密度が低く材料
内にポア−が多く存在するために破損したと思われる。
そして、比較例１においては、ロストワックス法で作製
されたために歯と接触する面のディンプルの形状を所定
の形状に成形することができず、接着強度が弱いため剥
離した。
【００５２】一方、溶出試験に関しては、実施例１乃至
実施例４においてはすべて充分に低い値を示し、これら
の値は従来の機械的加工により形成したＴｉ加工品に対
しても遜色がない。これに対し、ロストワックス法で作
製したステンレス製の比較例１の溶出量は上記実施例に
比して格段に多い。
実施例４においてはすべて充分に低い値を示し、これら
の値は従来の機械的加工により形成したＴｉ加工品に対
しても遜色がない。これに対し、ロストワックス法で作
製したステンレス製の比較例１の溶出量は上記実施例に
比して格段に多い。
【００５３】次に、上記実施例１〜４と同様のＴｉ粉末
と有機バインダとの混練物を図４に示す形状になるよう
に射出成形し、上記実施例と同様の条件で脱脂、焼結し
て人工歯根を形成した。この人工歯根の密度測定、強度
試験、溶出試験、機密試験を実施し、鋳造法でそれぞれ
純Ｔｉ製とステンレス製の棒材を成形し、鋳造後、機械
加工で図に示すネジ形状に仕上げて作成した人工歯根を
比較例２、比較例３として、以下の表３に示す。
と有機バインダとの混練物を図４に示す形状になるよう
に射出成形し、上記実施例と同様の条件で脱脂、焼結し
て人工歯根を形成した。この人工歯根の密度測定、強度
試験、溶出試験、機密試験を実施し、鋳造法でそれぞれ
純Ｔｉ製とステンレス製の棒材を成形し、鋳造後、機械
加工で図に示すネジ形状に仕上げて作成した人工歯根を
比較例２、比較例３として、以下の表３に示す。
【００５４】強度試験は、材料の両端部を固定し、中央
部に上方から下方に変位（２ｍｍ）を与え、その時の亀
裂の発生を調べた。
部に上方から下方に変位（２ｍｍ）を与え、その時の亀
裂の発生を調べた。
【００５５】機密試験は、図４に示す歯の人工歯根を螺
入する部分に穴を明け、この穴にＴｉまたはステンレス
製の管を予め挿入した状態で溶接しておき、ネジ部を歯
にねじ込んだ後当該管を通して１０気圧のエアを流入さ
せ、ねじ込み部分からのエア漏れの有無を調べた。
入する部分に穴を明け、この穴にＴｉまたはステンレス
製の管を予め挿入した状態で溶接しておき、ネジ部を歯
にねじ込んだ後当該管を通して１０気圧のエアを流入さ
せ、ねじ込み部分からのエア漏れの有無を調べた。
【００５６】
【表３】
【００５７】実施例５は実施例１と同様に全く問題がな
く、実施例６、実施例７は、上記実施例２、実施例３と
同様に炭素量、酸素量が高いために破損し、実施例８
は、上記実施例４と同様に焼結密度が低いために破損し
た。比較例２は、強度不足のため破損し、さらにネジの
加工精度が悪いためにエア漏れが発生した。また、比較
例３では、エア漏れが発生し、またステンレス製である
ため溶出量も大きい。
く、実施例６、実施例７は、上記実施例２、実施例３と
同様に炭素量、酸素量が高いために破損し、実施例８
は、上記実施例４と同様に焼結密度が低いために破損し
た。比較例２は、強度不足のため破損し、さらにネジの
加工精度が悪いためにエア漏れが発生した。また、比較
例３では、エア漏れが発生し、またステンレス製である
ため溶出量も大きい。
【００５８】以上のように、上記実施例１〜８に示す通
り、Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して射出成形し、そ
の後、脱脂工程、焼結工程を経てＴｉ焼結体を形成する
ことにより、従来の鋳造法や機械的加工法では不可能で
あった微細かつ複雑な形状の歯科医療用材料を高精度に
形成することができる。また、歯科医療用材料として必
要な強度を確保するために充分な硬度及び延性を付与す
ることができるとともに溶出量も低く、従来よりも高性
能な材料を実現できる。
り、Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して射出成形し、そ
の後、脱脂工程、焼結工程を経てＴｉ焼結体を形成する
ことにより、従来の鋳造法や機械的加工法では不可能で
あった微細かつ複雑な形状の歯科医療用材料を高精度に
形成することができる。また、歯科医療用材料として必
要な強度を確保するために充分な硬度及び延性を付与す
ることができるとともに溶出量も低く、従来よりも高性
能な材料を実現できる。
【００５９】次に、上記のようなＴｉ焼結体からなる歯
科医療用材料の表面に着色層を形成し、所望の色を付与
する実施例９〜１８について説明する。図１に示すよう
に、以下に説明する各実施例では、上記実施例１〜８と
同様にしてＴｉ焼結体を形成し、その後、種々の方法に
よって焼結体の表面に着色層を形成するものである。Ｔ
ｉ焼結体は、表４に示す炭素及び酸素含有量、並びに平
均粒径を備えたＴｉ粉末を用いて上記実施例１〜８と同
様の方法により作製した。
科医療用材料の表面に着色層を形成し、所望の色を付与
する実施例９〜１８について説明する。図１に示すよう
に、以下に説明する各実施例では、上記実施例１〜８と
同様にしてＴｉ焼結体を形成し、その後、種々の方法に
よって焼結体の表面に着色層を形成するものである。Ｔ
ｉ焼結体は、表４に示す炭素及び酸素含有量、並びに平
均粒径を備えたＴｉ粉末を用いて上記実施例１〜８と同
様の方法により作製した。
【００６０】
【表４】
【００６１】［実施例９〜１１］本実施例は、イオンプ
レーティング法により着色層を形成するものである。イ
オンプレーティング法は、減圧雰囲気中で気体を放電さ
せ、この中で物質を蒸発させてその一部をイオン化し、
これに電界を加えて加速させ、被着物質上に当てること
により層を形成するものである。蒸発源の加熱方式とし
て、電子ビーム加熱方式、ホローカソード放電プラズマ
電子ビーム方式、スパッタ蒸発方式等があり、イオン化
の方式として、グロー放電、高周波放電、マイクロ波放
電のように放電を利用する方式、熱電子方式、電子ビー
ム方式のように電子を外部から供給し衝突させてイオン
化する方式等がある。
レーティング法により着色層を形成するものである。イ
オンプレーティング法は、減圧雰囲気中で気体を放電さ
せ、この中で物質を蒸発させてその一部をイオン化し、
これに電界を加えて加速させ、被着物質上に当てること
により層を形成するものである。蒸発源の加熱方式とし
て、電子ビーム加熱方式、ホローカソード放電プラズマ
電子ビーム方式、スパッタ蒸発方式等があり、イオン化
の方式として、グロー放電、高周波放電、マイクロ波放
電のように放電を利用する方式、熱電子方式、電子ビー
ム方式のように電子を外部から供給し衝突させてイオン
化する方式等がある。
【００６２】上記の各方法で着色層を形成することがで
きるが、例えばブラケットを装置内の陰極に取付け、約
１０-4ｔｏｒｒ程度の窒素雰囲気中でＴｉをホローカソ
ード放電プラズマ電子ビームで蒸発させ、Ｔｉを窒素ガ
スとともにイオン化し、焼結体の表面にＴｉ窒化物を堆
積させる。このようにすると、焼結体を金色、赤色等に
着色することができる。ここで、雰囲気ガスの流入量に
より異なる色を着色することができる。本実施例では、
窒素ガスの分圧を１０-5ｔｏｒｒとなるように窒素ガス
流量を調整し、雰囲気温度を３００℃、処理時間を１時
間とした。この結果、焼結体の表面はピンク色（実施例
９）に着色した。
きるが、例えばブラケットを装置内の陰極に取付け、約
１０-4ｔｏｒｒ程度の窒素雰囲気中でＴｉをホローカソ
ード放電プラズマ電子ビームで蒸発させ、Ｔｉを窒素ガ
スとともにイオン化し、焼結体の表面にＴｉ窒化物を堆
積させる。このようにすると、焼結体を金色、赤色等に
着色することができる。ここで、雰囲気ガスの流入量に
より異なる色を着色することができる。本実施例では、
窒素ガスの分圧を１０-5ｔｏｒｒとなるように窒素ガス
流量を調整し、雰囲気温度を３００℃、処理時間を１時
間とした。この結果、焼結体の表面はピンク色（実施例
９）に着色した。
【００６３】この場合、上記窒化チタン層の上に、さら
にＡｕを蒸着することにより黄白色（実施例１０）を得
ることができ、また、Ａｕ−Ｐｄ合金を蒸着することに
より銀白色（実施例１１）を得ることができる。本実施
例では、蒸着により、加熱温度を３００℃、処理時間１
５分として、それぞれ、Ａｕと、８５％Ａｕ−１５％Ｐ
ｄ合金とをそれぞれ焼結体に被着させて各色を得た。
にＡｕを蒸着することにより黄白色（実施例１０）を得
ることができ、また、Ａｕ−Ｐｄ合金を蒸着することに
より銀白色（実施例１１）を得ることができる。本実施
例では、蒸着により、加熱温度を３００℃、処理時間１
５分として、それぞれ、Ａｕと、８５％Ａｕ−１５％Ｐ
ｄ合金とをそれぞれ焼結体に被着させて各色を得た。
【００６４】以上の各実施例９〜１１を１％の乳酸の溶
液に３日間浸漬し、その間の溶出量を調べた。その結果
を表５に示す。これらの実施例９〜１１のブラケットは
歯列矯正材料として充分な特性を備えている。なお、表
中の比較例はステンレス鋼の鋳造により形成したブラケ
ットである。
液に３日間浸漬し、その間の溶出量を調べた。その結果
を表５に示す。これらの実施例９〜１１のブラケットは
歯列矯正材料として充分な特性を備えている。なお、表
中の比較例はステンレス鋼の鋳造により形成したブラケ
ットである。
【００６５】
【表５】
【００６６】［実施例１２〜１４］本実施例は、陽極酸
化法により着色層を形成するものである。ブラケットを
陽極に設置し、ほう酸電解溶液中で電圧を印加して、焼
結体表面に酸化被膜を形成する。この酸化被膜により黄
色、緑色、赤色等を現出させることができる。本実施例
では、印加電圧を１０ｖとすると黄色（実施例１２）、
４０ｖでは淡空色（実施例１３）、８５ｖでは淡緑色
（実施例１４）が得られた。各実施例１２〜１４の溶出
量を測定したものを表６に示す。これらの各実施例のブ
ラケットは歯列矯正材料として充分な特性を備えてい
る。
化法により着色層を形成するものである。ブラケットを
陽極に設置し、ほう酸電解溶液中で電圧を印加して、焼
結体表面に酸化被膜を形成する。この酸化被膜により黄
色、緑色、赤色等を現出させることができる。本実施例
では、印加電圧を１０ｖとすると黄色（実施例１２）、
４０ｖでは淡空色（実施例１３）、８５ｖでは淡緑色
（実施例１４）が得られた。各実施例１２〜１４の溶出
量を測定したものを表６に示す。これらの各実施例のブ
ラケットは歯列矯正材料として充分な特性を備えてい
る。
【００６７】
【表６】
【００６８】［実施例１５、１６］本実施例は、熱処理
法により着色層を形成するものである。熱処理法では各
種雰囲気中で所定温度に加熱することにより、種々の色
彩を得ることができる。本実施例ではブラケットを大気
圧下において熱処理を施した。５００℃で１０分間処理
した場合には黄緑色（実施例１５）が得られたが、層が
薄く、干渉色が現出していた。一方、１０５０℃で１０
分間熱処理を施すと、Ｔｉの表面にＴｉＯ2の被膜が形
成され、黄白色乃至は白色（実施例１６）が得られる。
この場合には層が厚いためにＴｉＯ2 自体の色が出てい
る。各実施例１５、１６の溶出量を測定したものを表７
に示す。これらの各実施例のブラケットは歯列矯正材料
として充分な特性を備えている。
法により着色層を形成するものである。熱処理法では各
種雰囲気中で所定温度に加熱することにより、種々の色
彩を得ることができる。本実施例ではブラケットを大気
圧下において熱処理を施した。５００℃で１０分間処理
した場合には黄緑色（実施例１５）が得られたが、層が
薄く、干渉色が現出していた。一方、１０５０℃で１０
分間熱処理を施すと、Ｔｉの表面にＴｉＯ2の被膜が形
成され、黄白色乃至は白色（実施例１６）が得られる。
この場合には層が厚いためにＴｉＯ2 自体の色が出てい
る。各実施例１５、１６の溶出量を測定したものを表７
に示す。これらの各実施例のブラケットは歯列矯正材料
として充分な特性を備えている。
【００６９】
【表７】
【００７０】［実施例１７、１８］本実施例は、溶射法
により着色層を形成するものである。この実施例では各
種金属の酸化物、窒化物等の粉末を溶射機によりブラケ
ットの表面にコーティングすることにより、種々の色に
着色できる。例えば、Ａｌ2 Ｏ3 （実施例１７）又はＴ
ｉＯ2 （実施例１８）の白色粉末を溶射すると、焼結体
の表面を白色にすることができる。各実施例１７、１８
の溶出量を測定したものを表８に示す。これらの各実施
例のブラケットは歯列矯正材料として充分な特性を備え
ている。
により着色層を形成するものである。この実施例では各
種金属の酸化物、窒化物等の粉末を溶射機によりブラケ
ットの表面にコーティングすることにより、種々の色に
着色できる。例えば、Ａｌ2 Ｏ3 （実施例１７）又はＴ
ｉＯ2 （実施例１８）の白色粉末を溶射すると、焼結体
の表面を白色にすることができる。各実施例１７、１８
の溶出量を測定したものを表８に示す。これらの各実施
例のブラケットは歯列矯正材料として充分な特性を備え
ている。
【００７１】
【表８】
【００７２】以上説明した実施例９〜１８における着色
層の特性、即ちその色彩の有用性、着色の種類の多さ、
着色層の接着強度、着色層の寿命、製造コストについ
て、それぞれ評価を行った。その結果を表９に示す。こ
こで、評価点は１〜５の範囲で採点し、５を最も好まし
い点（製造コストでは最も低コストである点）として評
価を示した。
層の特性、即ちその色彩の有用性、着色の種類の多さ、
着色層の接着強度、着色層の寿命、製造コストについ
て、それぞれ評価を行った。その結果を表９に示す。こ
こで、評価点は１〜５の範囲で採点し、５を最も好まし
い点（製造コストでは最も低コストである点）として評
価を示した。
【００７３】
【表９】
【００７４】この表からわかるように、イオンプレーテ
ィング法では色彩に関しては必ずしも十二分に歯科に適
したものが得られないが、着色層の接着強度が高く、耐
久性も高い点で、総合的には歯科材料の着色層として最
も優れている。陽極酸化法では色彩に関しては鮮やかな
色が得られ、接着強度、製造コストでもまずまずの結果
が得られた。熱処理法及び溶射法においては、接着強度
及び層の寿命の点で上記方法よりも若干劣るが、本物の
歯に極めて近い色を現出できる点では最も優れているも
のである。
ィング法では色彩に関しては必ずしも十二分に歯科に適
したものが得られないが、着色層の接着強度が高く、耐
久性も高い点で、総合的には歯科材料の着色層として最
も優れている。陽極酸化法では色彩に関しては鮮やかな
色が得られ、接着強度、製造コストでもまずまずの結果
が得られた。熱処理法及び溶射法においては、接着強度
及び層の寿命の点で上記方法よりも若干劣るが、本物の
歯に極めて近い色を現出できる点では最も優れているも
のである。
【００７５】
【発明の効果】以上説明したように、本発明に係る歯科
治療用材料によれば以下の効果を奏する。
治療用材料によれば以下の効果を奏する。
【００７６】請求項１によれば、従来の鋳造法で形成し
た材料で発生し易い破損、折損の少ない材質に構成で
き、しかも微細な又は複雑な形状の材料も支障なく形成
できるとともに、従来の機械加工法による材料で得られ
なかった形状精度を低コストで製造できるため、高品位
かつ実用的な歯科医療用材料を提供できる。
た材料で発生し易い破損、折損の少ない材質に構成で
き、しかも微細な又は複雑な形状の材料も支障なく形成
できるとともに、従来の機械加工法による材料で得られ
なかった形状精度を低コストで製造できるため、高品位
かつ実用的な歯科医療用材料を提供できる。
【００７７】請求項２及び３によれば、炭素若しくは酸
素の含有量を所定値よりも低減することにより延性の高
い、高剛性の材料とすることができる。
素の含有量を所定値よりも低減することにより延性の高
い、高剛性の材料とすることができる。
【００７８】請求項４によれば、炭素と酸素の含有量の
和を所定値よりも低減することにより延性の高い、高剛
性の材料とすることができる。
和を所定値よりも低減することにより延性の高い、高剛
性の材料とすることができる。
【００７９】請求項５によれば、Ｔｉ粉末の平均粒径を
４０μｍ以下とすることによりＴｉ焼結体の密度を９５
％以上とすることができ、ポアーの連結を防止して破断
強度の低下を防止することができる。
４０μｍ以下とすることによりＴｉ焼結体の密度を９５
％以上とすることができ、ポアーの連結を防止して破断
強度の低下を防止することができる。
【００８０】請求項６によれば、イオンプレーティング
法により接着強度の高い着色層を得ることができ、高耐
久性及び長寿命の着色層を形成することができる。
法により接着強度の高い着色層を得ることができ、高耐
久性及び長寿命の着色層を形成することができる。
【００８１】請求項７によれば、上記着色層の上にさら
に金属膜を形成することにより、金属の種類に応じた色
彩を得ることができる。
に金属膜を形成することにより、金属の種類に応じた色
彩を得ることができる。
【００８２】請求項８乃至１０によれば、それぞれ所望
の色に近い多種の色を得ることができる。
の色に近い多種の色を得ることができる。
【００８３】請求項１４によれば、Ｔｉ粉末の粒径、炭
素及び酸素含有量を規定することにより、焼結体の延性
を高めることができ、高剛性の歯科医療用材料を形成す
ることができる。
素及び酸素含有量を規定することにより、焼結体の延性
を高めることができ、高剛性の歯科医療用材料を形成す
ることができる。
【００８４】請求項２０によれば、人間の歯に近い白色
を得ることができる。
を得ることができる。
【図１】本発明に係る各実施例の製造工程を示す工程図
である。
である。
【図２】本発明に係る実施例として形成した歯列矯正用
のブラケットの形状を示す正面図、断面図及び背面図で
ある。
のブラケットの形状を示す正面図、断面図及び背面図で
ある。
【図３】ブラケットを歯に装着した状態を示す説明図で
ある。
ある。
【図４】本発明に係る実施例として形成した人工歯根の
形状及び装着状態を示す説明図である。
形状及び装着状態を示す説明図である。
【図５】Ｔｉ粉末の炭素含有量とＴｉ焼結体の伸びとの
関係を示す図である。
関係を示す図である。
【図６】Ｔｉ粉末の酸素含有量とＴｉ焼結体の伸びとの
関係を示す図である。
関係を示す図である。
【図７】Ｔｉ粉末の平均粒径とＴｉ焼結体の密度との関
係を示す図である。
係を示す図である。
【図８】Ｔｉ焼結体の炭素含有量と酸素含有量との和
と、Ｔｉ焼結体の伸びとの関係を示す図である。
と、Ｔｉ焼結体の伸びとの関係を示す図である。
１ ブラケット ２ 人工歯根 １０ ベース １３ 格子溝 ２１ クラウン ２２ ネジ部 Ｄ 歯 Ｄ’擬歯
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.6 識別記号 庁内整理番号 ＦＩ 技術表示箇所 Ａ６１Ｃ 7/28 8/00 Ｚ (72)発明者 伊藤 充雄 長野県塩尻市大門泉町９−12
Claims (20)
- 【請求項１】 Ｔｉ粉末を有機バインダと混合して成形
した後に脱脂した成形体を焼結してなる焼結体で構成さ
れた歯科医療用材料。 - 【請求項２】 請求項１において、前記焼結体は炭素の
含有量が０．５重量％以下であることを特徴とする歯科
医療用材料。 - 【請求項３】 請求項１において、前記焼結体は酸素の
含有量が０．８重量％以下であることを特徴とする歯科
医療用材料。 - 【請求項４】 請求項１において、前記焼結体は炭素及
び酸素の含有量の和が１．０重量％以下である歯科医療
用材料。 - 【請求項５】 請求項１において、前記Ｔｉ焼結体は平
均粒径が４０μｍ以下の前記Ｔｉ粉末で形成されてなる
ことを特徴とする歯科医療用材料。 - 【請求項６】 請求項１において、前記焼結体の表面に
イオンプレーティング法により形成された着色層を有す
ることを特徴とする歯科医療用材料。 - 【請求項７】 請求項６において、前記着色層の上にＡ
ｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を備えたことを特徴とする
歯科医療用固定材料。 - 【請求項８】 請求項１において、前記焼結体の表面に
陽極酸化法により形成された着色層を有することを特徴
とする歯科医療用材料。 - 【請求項９】 請求項１において、前記焼結体の表面に
熱処理法により形成された着色層を有することを特徴と
する歯科医療用材料。 - 【請求項１０】 請求項１において、前記焼結体の表面
に溶射法により形成された着色層を有することを特徴と
する歯科医療用材料。 - 【請求項１１】 請求項１乃至請求項１０のいずれか１
項において、前記焼結体は歯列矯正材料として成形され
ている歯科医療用材料。 - 【請求項１２】 請求項１乃至請求項１０のいずれか１
項において、前記焼結体は人工歯根として成形されてい
る歯科医療用材料。 - 【請求項１３】 Ｔｉ粉末と有機バインダとを混合して
射出成形用コンパウンドを形成し、これを成形して成形
体を形成した後、該成形体を脱脂し、さらに焼結するこ
とによりＴｉ焼結体を形成することを特徴とする歯科医
療用材料の製造方法。 - 【請求項１４】 請求項１３において、平均粒径４０μ
ｍ以下で、炭素含有量０．３重量％以下、酸素含有量
０．８重量％以下のＴｉ粉末を用いることを特徴とする
歯科医療用材料の製造方法。 - 【請求項１５】 請求項１３において、前記焼結体の形
成後に前記焼結体の表面上にイオンプレーティング法に
より着色層を形成することを特徴とする歯科医療用材料
の製造方法。 - 【請求項１６】 請求項１５において、前記着色層の上
にＡｕ若しくはＡｕ−Ｐｄ合金層を形成することを特徴
とする歯科医療用材料の製造方法。 - 【請求項１７】 請求項１３において、前記焼結体の形
成後に前記焼結体の表面上に陽極酸化法により着色層を
形成することを特徴とする歯科医療用材料の製造方法。 - 【請求項１８】 請求項１３において、前記焼結体の形
成後に前記焼結体の表面上に熱処理法により着色層を形
成することを特徴とする歯科医療用材料の製造方法。 - 【請求項１９】 請求項１３において、前記焼結体の形
成後に前記焼結体の表面上に溶射法により着色層を形成
することを特徴とする歯科医療用材料の製造方法。 - 【請求項２０】 請求項１９において、前記着色層はＡ
ｌ2 Ｏ3 若しくはＴｉＯ2 の粉末を溶射して形成するこ
とを特徴とする歯科医療用材料の製造方法。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP26064294A JP3542646B2 (ja) | 1994-01-27 | 1994-10-25 | 歯科医療用材料及びその製造方法 |
| US08/378,450 US5613849A (en) | 1994-01-27 | 1995-01-25 | Dental care material and manufacturing method |
| DE69508809T DE69508809T3 (de) | 1994-01-27 | 1995-01-26 | Material für die Zahnpflege und Verfahren zu seiner Herstellung |
| SG1996001709A SG47003A1 (en) | 1994-01-27 | 1995-01-26 | Dental care material and manufacturing method |
| EP95101071A EP0664998B2 (en) | 1994-01-27 | 1995-01-26 | Dental care material and manufacturing method |
| US08/637,547 US5773099A (en) | 1994-01-27 | 1996-04-25 | Dental care material and manufacturing method |
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6-7892 | 1994-01-27 | ||
| JP789294 | 1994-01-27 | ||
| JP26064294A JP3542646B2 (ja) | 1994-01-27 | 1994-10-25 | 歯科医療用材料及びその製造方法 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
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ID=26342275
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|---|---|---|---|
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| JP (1) | JP3542646B2 (ja) |
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| SG (1) | SG47003A1 (ja) |
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