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Die Erfindung betrifft einen CoCr Fräsrohling für die Herstellung dentaler Prothesenteile mittels CAD/CAM Technik.
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Üblicherweise werden Kronen und Brücken, die in der Regel keramisch verblendet werden, im Wachsauschmelzverfahren hergestellt. Alternativ sind Verfahren entwickelt worden, die Prothesenteile aus einer Ronde mittels CNC-Maschinen spanend auszuarbeiten. Hierbei entfällt der Guß im zahntechnischen Labor. Es wird dabei angenommen, dass das Ausgangsprodukt, der Fräsrohling (Blank, Disc) eine gleichbleibende Qualität aufweist. Für diese Qualität ist allein der Hersteller des Fräsrohlings verantwortlich. In der Regel sind die chemischen Zusammensetzungen von Fräsrohling und Gußlegierung für das Wachsauschmelzverfahren identisch.
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Die Fräsrohlinge werden fast ausschließlich gußtechnisch hergestellt. Aufgrund der höheren Masse ist die Erstarrungsgeschwindigkeit im Vergleich zum dentalen Feinguß im zahntechnischen Labor geringer. Dies führt dazu dass die so hergestellten Formkörper grobkörniger sind und die Gefahr, dass Porositäten und Lunker auftreten, ist deutlich größer, siehe J. Lindigkeit „Gießen ade? Edelmetallfrei Dentalwerkstoffe im CAD/CAM-Zeitalter", Quintessenz Zahntechnik 32(2009) 1012–1019. Dies führt zu niedrigeren Bruchdehnungen, siehe J. Lindigkeit: das dental labor LX (2012)736–739.
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Wie in der Untersuchung von Riquier und Krause, „Untersuchungsergebnisse zur Zerspanbarkeit handelsüblicher CoCr-Blanks, Quintessenz Zahntech 37(2011) 628–639, gezeigt wurde, zeigen die gußtechnisch hergestellten Fräsrohlinge eine extrem inhomogene Struktur. In einer weiteren Untersuchung, „CoCr is not the same – CoCr blanks for dental machining", Future Trends in Production Engineering, Proceedings of the First Conference of the German Academic Society for Production Engineering, G. Schuh, R. Neugebauer und E. Uhlmann, Hrsg, Springer Verlag, 2013, S. 261–274, wurde gezeigt, dass die chemische Zusammensetzung fallweise erheblich von der Sollzusammensetzung abweicht. Man muß davon ausgehen, dass große Schwankungen von Ronde zu Ronde vorhanden sind.
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Es ist bekannt, dass die CoCr-Legierungen schwer spanend zu bearbeiten sind. Dies bewirkt lange Bearbeitungszeiten und einen hohen Werkzeugverschleiß. Um diese Problematik zu vermeiden wurde von der Fa. Amann Girrbach, Pforzheim, vorgeschlagen, die Bearbeitung der CoCr-Legierungen nicht im Endzustand, sondern analog zu den Vollkeramiken, an einem vorgesinterten Rohling-Ceramill Sintron-vorzunehmen. Dieses Verfahren ist in der
DE 10 309 795 beschrieben. Ausgegangen wird hier von einem Legierungspulver, das durch Verdüsen der Legierung erzeugt wird. Dieses Pulver wird mit einem Binder versehen und ein sog. Grünkörper durch Pressen und Vorsintern hergestellt. Dieser lässt sich aufgrund der niedrigeren Dichte leichter bearbeiten. Anschließend wird der Binder ausgetrieben und die Teile bei Temperaturen von ca. 1250°C dichtgesintert. Bei Ceramill Sintron sind die Zusammensetzungen von Sinterlegierung und Gußlegierung verschieden: letztere enthält Cer. Dieser Zusatz würde eine oxidarme Herstellung eines Legierungspulvers verhindern.
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Dieses Verfahren ähnelt dem metal injection molding (MIM) bei dem in der Regel die gesinterten Teile noch heißisostatisch nachverdichtet werden (Hippen) um 100% der theoretischen Dichte zu erreichen. Dieser Prozessschritt fehlt bei Ceramill Sintron. Wie aus der Untersuchung von J. L. Johnson und D. F. Heaney „Metal Injection Moulding of Co-28Cr-6Mo" Medical Device Materials III, ASM Medical Device Conference, 2005, hervorgeht, erreichen nicht gehippte Teile nur 96% der theoretischen Dichte und sie enthalten dementsprechend Poren in hoher Dichte.
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Um die inhomogene Gußstruktur der im Gußverfahren hergestellten Fräsrohlinge zu vermeiden wurde in der
DE 10 2005 045 698 A1 vorgeschlagen, die CoCr-Blanks im Sinterverfahren herzustellen. Bei diesem Verfahren ist die Abkühlgeschwindigkeit des Schmelzguts extrem hoch. Anschließend wird mit diesem Legierungspulver ein Rohling durch Pressen, Sintern und Hippen (heißisostatisches Pressen) hergestellt, der geringere Porositäten und deswegen höhere Duktilitäten aufweist. Aufgrund der Feinkörnigkeit werden außerdem höhere mechanische Eigenschaften erreicht. Allerdings ist dieses Verfahren sehr teuer weswegen sich dieses Verfahren nicht durchsetzen konnte.
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Bei den im Gußverfahren hergestellten Fräsrohlingen wirkt sich die Inhomogenität des Gußzustands nachteilig auf die Korrosionsbeständigkeit aus.
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Aufgabe der Erfindung ist es, die geschilderten Nachteile zu vermeiden.
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Gelöst wird diese Aufgabe in dem man von Stangenmaterial mit ca. 100 mm Durchmesser ausgeht, das durch Schmieden hergestellt wird. Bei diesem Prozess wird die Gußstruktur aufgelöst und eine homogene Struktur eingestellt. Vorgeschlagen wird weiter, eine CoCr-Legierung nach ASTM F 1537, alloy1 bzw. ISO 5832-12 zu verwenden. Derartige Halbzeuge sind am Markt verfügbar – aus ihnen werden Hüftgelenks- und Kniegelenkprothesen hergestellt. Bei Ceramill Sintron wurde ebenfalls diese Zusammensetzung gewählt. Handelsübliche Produkte sind beispielsweise BioDur CCM (Hersteller Carpenter Technology) oder Ergiloy 9.9135 (Hersteller Zapp Medical Alloys GmbH). In geschmiedeter Form sind diese CoCr-Legierungen als ASTM F 1537 bzw. ISO 5832/12 genormt. Diese Ausführung (geschmiedet) ist der Gußlegegierungsvariante bezüglich Festigkeit, Duktilität, Korrosionsbeständigkeit überlegen.
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Beispiel 1
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Aus Rundmaterial 100 mm Durchmesser der CoCr-Legierung Biodur CCM (UNS R 31537), geschmiedet, mit der Zusammensetzung
Cr: 29.5 Gew.%
Mo: 5.9 Gew.%
Fe: 0.15 Gew.%
Si: 0.39 Gew.%
Mn: 0.55 Gew.%
Ni: 0.05 Gew.%
C: 0.02 Gew.%
N: 0.14 Gew.%
Co: Rest
wurde ein Abschnitt mit ca. 12.5 mm Dicke abgetrennt und durch Überdrehen auf das Endmaß θ 98.5 mm × 12 mm gefertigt. Andere Dicken können in analoger Weise erhalten werden.
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Im Zugversuch wurden die mechanischen Eigenschaften ermittelt. Zustand A bezeichnet den geschmiedeten Zustand, B den geglühten Zustand nach Glühung 1100°C 2h.
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Diese Ergebnisse sind in Tab. 1 dargestellt zusammen mit den entsprechenden Daten von Fräsrohlingen wie sie am Markt angeboten werden. Tabelle 1
| | Rm(MPa) | Rp02(MPa) | A (%) |
| Erfindung | | | |
| 1.Co-29Cr-6Mo (ASTM F 1537, alloy1) | | | |
| Zustand A (geschmiedet) | 1100 | 760 | 25 |
| Zustand B (geglüht) | 1035 | 585 | 28 |
| Stand der Technik | | | |
| 2. Ceramill Sintron: Co-28Cr-5Mo Amann-Girrbach, Pforzheim | 864 | 474 | k. A. |
| 3. Zeno Tec NP: Co-29Cr-6Mo Wieland Dental, Pforzheim | 610 | 300 | 7 |
| 4. Remanium star: Co-28Cr-9W-1.5Si Dentaurum, Pforzheim DE 10 2005 045 698 | 1100 | 630 | 32 |
| 5. Organic NEM: Co-32Cr-5.5Mo R + K CAD/CAM Technologie, Berlin | 1140 | 730 | 2.1 |
| 6. Starbond CoS, Scheftner, Mainz | | | |
| Co-25Cr-9.5W-3.5Mo-1Si: Disc basic | 680 | 527 | 6.6 |
| Co-25Cr-9.5W-3.5Mo-1Si: Disc premium (thermisch nachveredelt) | 637 | 511 | 1.7 |
| 7. Eisenbacher Dentalwaren, Wörth Co-28Cr-8.5W-1.65Si | k. A. | k. A. | 10 |
| k. A.: keine Angaben | | | |
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Man sieht, dass mit Ausnahme von remanium star (Dentaurum) die Erfindung vorteilhaftere Eigenschaften hat, insbesondere bei der Dehnung.
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Vorteilhaft bei dem erfindungsgemäßen Fräsrohling ist, dass der Gußzustand mit all seinen Nachteilen vermieden wird. Außerdem wird der Rohling mit modernster Schmelztechnologie hergestellt (z. B. Abguß im Vacuum). Dadurch können engere Analysentoleranzen eingehalten werden, sodass die Forderung nach möglichst geringen Chargenunterschieden hier am besten erfüllt wird.
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Die Vorteile der Erfindung werden z. B. besonders deutlich wenn man sie mit dem Produkt Zeno Tec NP vergleicht (Nr. 3 in Tab. 1). Die Zusammensetzung ist praktisch identisch, die mechanischen Eigenschaften des erfindungs-gemäßen Fräsrohlings sind jedoch deutlich besser.
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Warum der erfindungsgemäße Fräsrohling bessere Eigenschaften hat, liegt an der Mikrostruktur. 1 zeigt ein Schliffbild im Zustand B (geglüht). Man sieht ein ausscheidungsfreies Gefüge und eine feine Kornstruktur (Korngröße 80 μ). Überraschenderweise wurde gefunden, dass die Struktur austenitisch ist. Diese Eigenschaften gewährleisten ein günstigeres Zerspanungsverhalten im Vergleich zu den Fräsronden, die gusstechnisch hergestellt werden. Ein Schliffbild einer gußtechnisch hergestellten CoCr-Legierung zeigt 2.
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Die homogenere Mikrostruktur des erfindungsgemäßen Fräsrohling führt zu einer besseren Korrosionsbeständigkeit, d. h., zu einer besseren Biokompatibilität. Die Korrosionsbeständigkeit dentaler Legierungen wird nach
DIN EN ISO 10271 im statischen Immersionstest geprüft. Hierbei werden die Proben 7 Tage einem Elektrolyt bestehend aus 0.1 mol/l NaCl und 0.1 mol/l Milchsäure bei 37°C ausgesetzt und die korrosiv freigesetzte Ionenmenge gemessen. In Tabelle 2 werden die ermittelten Ergebnisse gezeigt. Tabelle 2: Abtragsraten nach DIN EN ISO 10271 in μg/cm
2 7d
| Erfindung | Co-29Cr-6Mo geschmiedet | 0.7 |
| Aus Tabelle 1 | | |
| Nr. 2 gesintert | Co-28Cr-5Mo | 1.71) |
| Nr. 4 gegossen | Co-28Cr-9W-1.5Si | 8.52) |
1)dental dialogue 14(2013) 48
2)Herstellerangaben
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Ein weiterer Vorteil der Erfindung ist, dass die Herstellkosten niedriger sind.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 10309795 [0005]
- DE 102005045698 A1 [0007]
- DE 102005045698 [0013]
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Zitierte Nicht-Patentliteratur
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- J. Lindigkeit „Gießen ade? Edelmetallfrei Dentalwerkstoffe im CAD/CAM-Zeitalter”, Quintessenz Zahntechnik 32(2009) 1012–1019 [0003]
- J. Lindigkeit: das dental labor LX (2012)736–739 [0003]
- Quintessenz Zahntech 37(2011) 628–639 [0004]
- „CoCr is not the same – CoCr blanks for dental machining”, Future Trends in Production Engineering, Proceedings of the First Conference of the German Academic Society for Production Engineering, G. Schuh, R. Neugebauer und E. Uhlmann, Hrsg, Springer Verlag, 2013, S. 261–274 [0004]
- J. L. Johnson und D. F. Heaney „Metal Injection Moulding of Co-28Cr-6Mo” Medical Device Materials III, ASM Medical Device Conference, 2005 [0006]
- ASTM F 1537, alloy1 [0010]
- ISO 5832-12 [0010]
- ASTM F 1537 [0010]
- ISO 5832/12 [0010]
- ASTM F 1537, alloy1 [0013]
- DIN EN ISO 10271 [0018]
