DE69508809T3

DE69508809T3 - Material für die Zahnpflege und Verfahren zu seiner Herstellung

Info

Publication number: DE69508809T3
Application number: DE69508809T
Authority: DE
Inventors: Naoki c/o Injex Corporation Suwa-shi Nagano-ken Tanaka; Hiroshi c/o Injex Corporation Suwa-shi Nagano-ken Ohtsubo; Michio c/o Matsumoto Dental Colleg Shiojiri-shi Nagano-ken Ito
Original assignee: Seiko Epson Corp; Matsumoto Dental University
Current assignee: Seiko Epson Corp; Matsumoto Dental University
Priority date: 1994-01-27
Filing date: 1995-01-26
Publication date: 2004-04-15
Anticipated expiration: 2015-01-27
Also published as: EP0664998B1; US5613849A; JP3542646B2; US5773099A; EP0664998B2; DE69508809D1; DE69508809T2; JPH07252111A; EP0664998A1; SG47003A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Bereich der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Material für die Zahnpflege und ein Verfahren zur Herstellung des Materials. Sie betrifft insbesondere ein Material, das für kieferorthopädische Anwendungen und Zahnimplantationen geeignet ist.
2. Beschreibung des technischen Hintergrunds
Unter den Materialien, die im menschlichen Mund verwendet werden, sind Drähte und Brackets für die Kieferorthopädie und Zahnimplantation. Abhängig von der Verwendung sind Kunststoff, Keramik und rostfreier Stahl etc. die am häufigsten verwendeten Materialien. In einigen Fällen wurde von Ti-Ni-System-Legierungen, Ni-Cr-System-Legierungen und Fe-Ni-Cr-System-Legierungen Gebrauch gemacht. Es gibt jedoch eine zunehmende Anzahl an Patienten, die an Metallallergien leiden, die durch ein bestimmtes Metall verursacht werden, das die Haut berührt und reizt und zu Rauhigkeit oder Entzündung führt. Derartige Metallallergien können Hautallergien sein, die durch Ohrringe, Halsketten, und anderen Schmuck verursacht werden, sowie Allergien, die im Mund durch die bei der Zahnpflege verwendeten Metalle verursacht werden. Der Grund der Allergien ist nicht ein bestimmtes Metall, sondern die einzelnen Personen unterscheiden sich im Hinblick darauf, welche Arten von Metall Allergien auslösen. Schwerwiegender als Allergien ist die karzinogene Natur von Metallen wie Ni und Cr. Die Verwendung von Ni-Cr-System-Legierungen beim lebenden menschlichen Körper ist in einigen Ländern sogar verboten.
Bei jedem der oben genannten Materialien für die Zahnpflege bestehen Probleme, wie beispielsweise die mechanischen Eigenschaften, Herstellungskosten, die Eluierung des Materials in den Körper, die Verträglichkeit mit lebendem Gewebe, etc. Beispielsweise kann Kunststoff aufgrund mangelnder Festigkeit brechen; Keramik ist zu teuer; rostfreier Stahl führt zu einer zu großen Eluierung, welche, wie die vorgenannten Legierungen, zu Problemen wie Allergien und Krebs führen kann.
Außerdem werden unter Berücksichtigung des Form- oder Gießmaterials Brackets und Zahnimplantierungen in herkömmlicher Weise durch das Gießverfahren und mechanische Bearbeitung hergestellt. Beim Gießverfahren tritt oft das Problem des Bruchs während der Verwendung aufgrund fehlerhaften Gießens auf, insbesondere aufgrund der Bildung von Lunkem. Außerdem ist die Schaffung komplizierter Formen beim Gießen aufgrund des Problems laufender Flüssigkeit schwierig. Beispielsweise ist die Form der Oberfläche eines mit Zähnen zu verklebenden Brackets oder die Form der Schraubenkomponente für ein Implantatmaterial zu kompliziert, als daß es exakt so hergestellt werden könnte, wie es entworfen wurde. Deshalb ist im Fall des Brackets die Haftfähigkeit nicht ausreichend. Bei der Zahnimplantation kann sich nach dem Implantieren eines Implantatmaterials die Schraube lösen, was zu einem Bruch der oberen Struktur oder zu einer Bißfehlstellung führt, was Schwierigkeiten beim Kauen von Nahrung bewirkt.
Wenn andererseits der Prozeß eine mechanische Bearbeitung wie beispielsweise Schneiden beinhaltet, bestehen Schwierigkeiten bei der Bearbeitung von Materialien mit einem hohen Härtegrad, insbesondere bei Titanmatertalien, die eine schlechte Maschinenbearbeitbarkeit aufweisen, was zu Produkten mit geringer Präzision führt. Beispielsweise muß die Schraubenkomponente eines Zahnimplantats mechanisch bearbeitet werden, da sie nicht durch Gießen hergestellt werden kann. Eine schlechte Präzision der Schraubenkomponente kann den Eintritt von Infektionskeimen in die Schraubenkomponente, die in den Kieferknochen geschraubt ist, und deren Verbreitung in ihr ermöglichen. Diese Infektionskeime sind beispielsweise Escherichia coli, Candida, Pseudomonas aeruginosa, Staphylococcus und Aureus, die Halitose (übler Mundgeruch) und eine Anfälligkeit für Erkrankungen der Mundschleimhaut bewirken.
Die EP-A-0 356 131 offenbart ein Verfahren zur Herstellung eines Sinterkörpers, das die folgenden aufeinanderfolgenden Schritte umfaßt: i) Mischen und Kneten eines oder mehrerer Metallpulver und/oder eines oder mehrerer Legierungspulver mit einem Bindemittel zu einer Masse, wobei die Metall- und Legierungspulver eine mittlere Teilchengröße von nicht mehr als 30 μm aufweisen; ii) Spritzgießen der Masse zu einem Rohling; iii) Entzug des Bindemittels des Rohlings, um einen Körper zu bilden, dem das Bindemittel entzogen ist; und iv) Unterziehen des Körpers, dem das Bindemittel entzogen ist, einer ersten Sinterstufe bei 1050 bis 1250°C in einer reduzierenden oder Niederdruck-Atmosphäre und anschließend einer zweiten Sinterstufe bei einer Temperatur im Bereich von 1100 bis 1400°C, die höher als diejenige bei der ersten Sinterstufe ist. Dieses Verfahren kann Titansinterkörper und magnetische Sinterkörper des Fe-Si-Typs schaffen, die ein Dichteverhältnis von zumindest 95% aufweisen. Gemäß diesem Dokument besteht dieser Sinter-Ti-Körper aus bis zu 0,1 Gew.-% C, 0,5 Gew.-% O und Rest Ti.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Die vorliegende Erfindung soll die obigen Probleme lösen, indem sie ein Material für die Zahnpflege schafft, wie beispielsweise aus Titan hergestellte Bracket- und Zahnimplantatmaterialien, die den menschlichen Körper nicht beeinträchtigen und doch auf einfache Weise und kostengünstig Gußkörper mit feinen und komplizierten Formen bilden, und zusätzlich ein äußeres Erscheinungsbild aufweisen, das für Material für die Zahnpflege wünschenswert ist, wie beispeilsweise eine gewünschte Farbe.
Eine weitere Aufgabe von Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein Material zu schaffen, das die Widerstandsfähigkeit und Duktilität aufweist, die für Materialien für die Zahnpflege erforderlich sind, und außerdem ein äußeres Erscheinungsbild aufweist, wie es für Materialien für die Zahnpflege erwünscht ist, wie beispielsweise eine gewünschte Farbe.
Diese Aufgaben werden mit einem Zahnpflegematertal wie in den Ansprüchen 1 bzw. 4 beansprucht und einem Verfahren wie in Anspruch 10 beansprucht, gelöst.
Bevorzugte Ausführungsformen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Die farbige Schicht ist vorzugsweise durch ein Ionenplattierungs-Verfahren gebildet. Außerdem kann eine Goldschicht oder eine Gold-Palladium-Legierungsschicht auf der farbigen Schicht gebildet sein.
Gemäß Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung kann der Sinterkörper beispielsweise als ein Bracket oder als Zahnimplantatmaterial gegossen sein.
Beim Verfahren zur Herstellung des Materials für die Zahnpflege werden Titanpulver und ein organisches Bindemittel gemischt, um eine Spritzgießmasse zu bilden, die gegossen wird, um einen Gußkörper herzustellen. Nach Entfernen des Bindemittels aus dem Gußkörper wird durch Sintern ein Titansinterkörper hergestellt.
In einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist das verwendete Titanpulver einen Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,3 Gew.-% und einen Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,6 Gew.-% bei einem mittleren Korndurchmesser von nicht mehr als 40 μm auf.
Außerdem wird eine farbige Schicht auf der Oberfläche des Sinterkörpers nach dem Sintern gebildet. Die farbige Schicht wird durch Verwendung entweder eines Ionplating-Verfahrens, eines anodischen Oxidationsverfahrens, eines Wärmebehandlungsverfahrens oder eines Heißsprühverfahrens gebildet, wobei das Ionplating das bevorzugte Verfahren ist.
In diesem Fall wird eine Goldschicht oder eine Gold-Palladium-Legierungsschicht auf der farbigen Schicht gebildet.
Bei der Bildung einer farbigen Schicht unter Verwendung eines Heißsprühverfahrens kann die farbige Schicht durch Spritzen von Al₂O₃- oder TiO₂-Pulver gebildet werden.
Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung können ein praktisches, qualitativ hochwertiges Material für die Zahnpflege schaffen, bei dem weniger Vorfälle von durch Bruch und Abplatzen bedingten Beschädigungen auftreten, was bei Materialien leicht vorkommt, die durch herkömmliche Gießverfahren hergestellt werden, und bei dem feingliedrige und komplizierte Formen auf einfache Weise gebildet sowie präzise Formen mit niedrigen Kosten geschaffen werden können, was mit herkömmlichen mechanischen Bearbeitungsverfahren bisher unmöglich zu erzielen war.
Materialien mit einem hohen Maß an Widerstandsfähigkeit und Duktilität werden als Ergebnis des Reduzierens des Kohlenstoff- oder Sauerstoffgehalts auf weniger als eine spezifizierte Menge gebildet.
Ein Abfall der Bruchfestigkeit wird durch Erhöhen der Dichte des Titansinterkörpers auf nicht weniger als 95% verhindert, indem Titanpulver mit einem mittleren Korndurchmesser von nicht mehr als 40 μm verwendet wird, wodurch ein schlechter Verbund verhindert wird. Unter "Dichte" versteht die Anmeldung das Gegenteil von "Porosität", d. h., eine Dichte von 100% bedeutet, daß keine Poren vorhanden sind.
Die Duktilität eines Sinterkörpers kann durch geeignete Wahl des Korndurchmessers von Titanpulver sowie des Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalts erhöht werden, womit ein Material für die Zahnpflege mit einem hohen Maß an Widerstandsfähigkeit erzeugt wird.
Eine farbige Schicht mit einem hohen Maß an Haftfähigkeit kann durch ein Ionplating-Verfahren erzielt werden, was zur Bildung einer sehr widerstandsfähigen und langlebigen farbigen Schicht führt.
Den Metallarten entsprechende Farben können durch Bildung eines Metallfilms auf der farbigen Schicht erhalten werden. Verschiedene Farben, die der gewünschten Farbe nahekommen, einschließlich einer weißen Farbe, die derjenigen des menschlichen Zahns nahekommt, können erhalten werden.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Die Erfindung wird nachstehend in Verbindung mit den folgenden Zeichnungen beschrieben, bei denen gleiche Bezugszahlen gleiche Elemente bezeichnen.
1 ist ein Flußdiagramm, das den bei jeder Ausführungsformn der vorliegenden Erfindung einsetzbaren Herstellungsprozeß zeigt;
2A bis 2C sind eine Vorderansicht, ein Querschnitt bzw. eine Rückansicht, die die Form eines als eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gebildeten Brackets für die Kieferorthopädie zeigt;
3 ist eine Darstellung, die einen Zustand zeigt, bei dem die Brackets an Zähnen angebracht sind;
4 ist eine Darstellung, die die Form eines als eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung gebildeten Zahnimplantatmaterials und dessen Montagezustand zeigt;
5 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen dem Kohlenstoffgehalt des Titanpulvers und der maximalen prozentualen Dehnung des Titansinterkörpers zeigt;
6 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen dem Sauerstoffgehalt des Titanpulvers und der maximalen prozentualen Dehnung des Titansinterkörpers zeigt;
7 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen dem mittleren Korndurchmesser des Titanpulvers und der Dichte des Titansinterkörpers zeigt; und
8 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen der Summe des Kohlenstoffgehalts und des Sauerstoffgehalts des Titansinterkörpers und der maximalen prozentualen Dehnung des Titansinterkörpers zeigt.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG BEVORZUGTER AUSFÜHRUNGSFORMEN
Das Material für die Zahnpflege und das Verfahren zur Herstellung des Materials gemäß der vorliegenden Erfindung sind unter Bezug auf die Zeichnungen nachstehend ausführlich beschrieben. Das erfindungsgemäß gebildete Material kann beispielsweise als ein Bracket oder als Zahnimplantatmaterialien verwendet werden. Außerdem wird bei der vorliegenden Erfindung Titan als Rohmaterial oder als Bestandteil verwendet. Titan, das in seiner reinen Form oder in Form einer Legierung inert bezüglich des menschlichen Körpers ist, kann in weiten Bereichen als medizinisches Material wie beispielsweise eine Halterung bzw. Stütze oder eine Prothese für einen gebrochenen Knochen verwendet werden.
1 zeigt den Prozeß der Herstellung des Materials gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Der Prozeß beginnt mit der Bildung der Spritzgießmasse durch Mischen von Titanpulver und eines organischen Bindemittels. Das Titanpulver ist vorzugsweise Pulver aus reinem Titan, das durch das Gaszerstäubungs- bzw. -verdüsungsverfahren hergestellt wurde. Das Titanpulver enthält gewöhnlich Kohlenstoff und Sauerstoff. Der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Materials für die Zahnpflege haben einen großen Einfluß auf die Duktilität des Materials, was später ausführlicher erläutert wird. Deshalb werden der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Titanpulvers vorzugsweise innerhalb bestimmter Grenzen gehalten.
Bei dem nachstehend ausführlich zu erläuternden Prozeß tritt gelegentlich eine gewisse Menge Kohlenstoff während der Zeit des Sinterns aus dem Restharz in den Sinterkörper ein. Die Kohlenstoffmenge in dem zu bildenden Sinterkörper kann während der letzten Stufe des Prozesses nahezu gleich der im Titanpulver enthaltenen Kohlenstoffmenge gemacht werden. Andererseits kann Sauerstoff während jeder der nachstehend erläuterten Aufheizschritte in den Sinterkörper eintreten. Somit ist der Sauerstoffgehalt des Sinterkörpers durch Addieren der Menge an eintretendem Sauerstoff zu dem im Titanpulver enthaltenen Sauerstoff bestimmt. Die Sauerstoffmenge kann jedoch reduziert werden, indem verhindert wird, daß Sauerstoff während des Produktionsprozesses in den Sinterkörper eintritt. Bei der Ausführung eines Herstellungsprozesses, bei dem die in den Körper eintretende Sauerstoffmenge relativ klein ist, kann die Sauerstoffmenge im Sinterendkörper ausreichend niedrig sein, wenn die anfangs im ursprünglichen Titanpulver enthaltene Sauerstoffmenge klein ist.
Als organisches Bindemittel wird ein Bindemittelsystem mit zumindest zwei Bindemittelkomponenten verwendet. Vorzugsweise wird eine Substanz, deren Hauptkomponenten thermoplastisches Harz und Wachs sind, mit dem Zusatz, je nach Erfordernis, eines Plastifiziermittels, eines Schmiermittels, eines Mittels zur Förderung der Entfernung des Bindemittels, eines Formentrennmittels und eines grenzflächenaktiven Stoffes verwendet. Die Menge des organischen Bindemittels sollte nach Maßgabe des Material geeignet bestimmt werden, liegt jedoch im allgemeinen bei 9 ± 1 Gew.-%.
Dann erfolgt das Spritzgießen der Masse mit einer Spritzgießmaschine. Metallformen zum Gießen werden hergestellt, um ein Bracket für eine in den 2A–2C gezeigte kieferorthopädische Anwendung und für die in 4 gezeigte Zahnimplantierung zu bilden.
Das in 2A–2C gezeigte Bracket 1 für die Kieferorthopädie ist mit einem vertikalen Paar Eingriffskomponenten 11, 11 an der Vorderseite der Basiskomponente 10 versehen, wobei eine Einfuhrnut 12 zwischen dem Paar Eingrtffskomponenten 11, 11 vorgesehen ist. Eine Nutengitterformation 13 ist auf der Rückseite der Basis 10 gebildet, die mit der Oberfläche des in 3 gezeigten Zahns D verbunden ist. In einigen Fällen sind anstatt der Nutengitterformation zahlreiche Grübchen an der Rückseite der Basis 10 vorgesehen, aber hinsichtlich der Stärke der Verbindung arbeitet eine Nutengitterformation am besten. Nach dem Anbringen des Brackets 1 an der Oberfläche jedes der mehr als eins Zähne D unter Verwendung eines Klebstoffs, wird ein Draht 14 in die Einfuhrnut 12 eingeführt, und Druck wird ausgeübt, so daß sich die Zähne D gerade ausrichten.
Das Zahnimplantatmaterial 2 in 4 umfaßt eine Schraubeneinheit mit einem Kopf 21 sowie einer Schraubenkomponente 22 und eine Muttereinheit 23 mit einer Mutterkomponente, die sicher verankert wird, indem die Schraubenkomponente in die in einem Kieferknochen vorgesehene Muttereinheit 23 eingeschraubt wird. Alle Elemente 21, 22 und 23 können aus dem Implantatmaterial der vorliegenden Erfindung hergestellt sein. Gleichzeitig wird die Krone D', die auf den Kopf 21 zementiert wird, an Ort und Stelle befestigt.
Die auf diese Weise für die jeweiligen Zwecke gebildeten Gußkörper werden zu einem Dekompressionsheizofen geschickt, wo das Bindemittel aus den Körpern entfernt wird, wie in 1 gezeigt. Während des Bindemittelentfemungsprozesses wird Wärme in einer nicht-oxidierenden Atmosphäre oder einer Dekompressions-(d. h. Vakuum-)Atmosphäre oder beidem angewendet, um Bindemittel zu entfernen. Wenn zumindest zwei der Bindemittelkomponenten unterschiedliche Schmelztemperaturen aufweisen, kann das Bindemittel entfernt werden, indem die Temperatur des Gußkörpers über die Zwischentemperatur hinaus erhöht wird, bei der das Bindemittelsystem fließt, was zwischen dem Schmelzpunkt der verschiedenen Komponenten ist. Bindemittel wird aus dem Gußkörper ausgeschieden, von wo aus es entfernt werden kann. Da anfangs nur das Bindemittel mit der niedrigsten Schmelztemperatur entfernt wird, erhöht sich die Zwischentemperatur, bei der das Bindemittelsystem fließt. Es kann deshalb erforderlich sein, die Temperatur kontinuierlich zu erhöhen, wobei sichergestellt wird, daß sie unterhalb der Temperatur des höchsten Schmelzpunkts einer Bindemittelkomponente bleibt. Alternativ kann ein spezielles Lösungsmittel (Flüssigkeit oder Gas) dazu verwendet werden, nur eine spezielle Komponente des Bindemittels zu entfernen.
Als nächstes erfolgt das Sintern in dem Vakuumheizofen. Während des Sinterprozesses kann eine nicht-oxidierende Atmosphäre oder eine Vakuumatmosphäre oder beides verwendet werden.
Wie in 1 gezeigt, wird als nächstes eine farbige Schicht auf der Oberfläche des Sinterkörpers gebildet. Dies wird später detaillierter beschrieben.
Das auf diese Weise erzeugte, Titansinterkörper umfassende Bracket- und Zahnimplantatmaterial reduziert die Probleme des fehlerhaften Gießens und laufender Flüssigkeit des herkömmlichen Gießverfahrens. Somit können die in 2A–2C und in 4 gezeigten empfindlichen und komplizierten Formen leicht realisiert werden. Außerdem wird die gewünschte Widerstandsfähigkeit erzielt, indem der Bindemittelentfernungs- und der Sinterprozeß vorgesehen werden. Beispielsweise ist die Bildung einer Nutengitterformation auf der Rückseite der Basis 10 beim herkömmlichen Gießverfahren nicht möglich, welches höchstens relativ große Grübchen bilden kann. Um kleine Grübchen oder eine Nutengitterformation zu schaffen, ist bei herkömmlicher Technik ein weiterer Schneideprozeß oder Verbinden der mit Einheit nach dem Gieß- oder Schneideprozeß erforderlich. Außerdem werden, selbst wenn ein derartiger Prozeß möglich ist, die Bearbeitungskosten extrem hoch. Bei den Materialien für die Zahnpflege der vorliegenden Erfindung kann problemlos eine sehr feine Nutengitterformation gebildet werden, was zu wesentlichen Einsparungen bei den Herstellungskosten führt.
Sowohl das Bracket als auch die Zahnimplantatmaterialien, die oben genannt wurden und Titansinterkörper umfassen, werden dazu verwendet, sicher an Zähnen verankert zu werden, was ein gewisses Maß an Widerstandsfähigkeit (Festigkeit) erfordert. Deshalb müssen die Härte und die Duktilität (Dehnung) während des Herstellungsprozesses gesteuert werden.
Die Qualität von Sinterkörpern in bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung ist hauptsächlich durch das im Körper erzielte Maß an Duktilität bestimmt. Die Duktilität des Titansinterkörpers ist durch den Kohlenstoffgehalt, den Sauerstoffgehalt und die Dichte der Sinterendkörper bestimmt. Kleine Unterschiede bei der Menge des Kohlenstoffs und des Sauerstoffs in dem Titansinterkörper können die Härte und Duktilität des Sinterkörpers ändern. Wenn die Kohlenstoffmenge zunimmt, wird TiC (Titancarbid) hergestellt, und die Duktilität nimmt ab und die Härte zu. Wenn andererseits die Sauerstoffmenge zunimmt, nimmt aufgrund eines Anstiegs des Maßes der Festlösungsverfestigung die Duktilität ab und die Härte zu.
5 und 6 zeigen die Beziehung zwischen dem Kohlenstoffgehalt bzw. dem Sauerstoffgehalt in dem Titansinterkörper und dem maximalen Maß an Dehnung. Die Duktilität des Materials ist durch das Maß an Zugausdehnung bestimmt, die bei Unterziehen eines Dehnungstests resultiert. Die Werte, die die in 5 gezeigte Beziehung zwischen dem Kohlenstoffgehalt und dem Maß an Dehnung repräsentieren, werden aus den Mittelwerten bestimmt, die durch Verwendung von Titanpulver mit einem Sauerstoffgehalt von 0,3 bis 0,5 Gew.-% erzielt werden. In 5 repräsentiert die durchgezogene Kurve den Kohlenstoffgehalt im Titansinterkörper, während die gestrichelte Kurve den Kohlenstoffgehalt in Rohtitanpulver repräsentiert, welches zur Bildung des Titansinterkörpers verwendet wird. Andererseits werden die Werte, die die in 6 gezeigte Beziehung zwischen dem Sauerstoffgehalt und dem Maß an Dehnung repräsentieren, aus Mittelwerten bestimmt, die durch Verwendung von Titanpulver mit einem Kohlenstoffgehalt von 0,1 bis 0,3 Gew.-% erhalten werden. In 6 repräsentiert die durchgezogene Kurve den Sauerstoffgehalt in dem Titansinterkörper, während die gestrichelte Kurve den Sauerstoffgehalt in Rohtitanpulver repräsentiert, welches zur Bildung des Titansinterkörpers verwendet wird.
Die Dehnbarkeit von Materialien, die für Materialien für die Zahnpflege verwendet werden, insbesondere für kieferorthopädische oder Zahnimplantatmaterialien, sollte etwa 2% vorzugsweise 4 oder mehr sein. Wenn die Dehnbarkeit unter 2% liegt, tritt ein Bruch oder ein Abplatzen während der Behandlung auf. Deshalb sollte, wie die Graphen angeben, der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Rohtitanpulvers bei nicht mehr als 0,3 bzw. 0,6 Gew.-% gehalten werden. Vorzugsweise sollte die Gesamtmenge an Kohlenstoff und Sauerstoff in dem Ti-Pulver nicht mehr als etwa 0,5 Gew.-% betragen. Andererseits wird der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Titansinterkörpers vorzugsweise bei nicht mehr als 0,5 bzw. 0,8 Gew.-% gehalten, und der kombinierte Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalt des Sinterkörpers sollte vorzugsweise bei nicht mehr als etwa 1,0 Gew.-% gehalten werden.
Titanpulver, das für die Materialien für die Zahnpflege der vorliegenden Erfindung verwendet wird, enthält winzige Mengen an Kohlenstoff und Sauerstoff, wie oben erläutert. Das Titanpulver ist im allgemeinen rein, und jegliche andere Verunreinigungen sind im allgemeinen winzig und unvermeidbar. In den letzten Jahren nimmt jedoch die Verwendung von Titanlegierungen als inertem Material für den menschlichen Körper zu. Derartige Legierungen, wie beispielsweise Ti-6Al-4V-Legierung und Ti-Mo-Legierung können ebenfalls zum Gießen der Materialien für die Zahnpflege der vorliegenden Erfindung verwendet werden.
Die Beziehung zwischen dem Korndurchmesser des Titanpulvers und der Dichte des Sinterkörpers ist in 7 gezeigt. Die Dichte des Sinterkörpers fällt stark ab, wenn der Korndurchmesser 40 μm übersteigt. Deshalb sollte der mittlere Korndurchmesser des Pulvers vorzugsweise nicht mehr als 40 μm betragen, um einen Sinterkörper mit einer Dichte von 95% oder mehr zu erhalten. Ein Abfall bei der Dichte verursacht eine starke Expansion bei den Hohlraumkomponenten aufgrund einer schlechten Kopplung innerhalb des Sinterkörpers, was zu einer Kerbwirkung und zu verminderter Duktilität führt.
8 zeigt die Beziehung zwischen dem kombinierten Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalt des Titansinterkörpers und dem Maß an Dehnbarkeit. Wie oben erläutert, beeinflussen sowohl der Kohlenstoffgehalt als auch der Sauerstoffgehalt die Duktilität des Materials, und es ist ersichtlich, daß die Duktilität durch Reduzieren des Gesamtkohlenstoff- und Sauerstoffgehalts erhöht wird. Die vorliegende Erfindung ermöglicht die Bildung eines Materials für die Zahnpflege mit hoher Steifigkeit bzw. Festigkeit, wenn der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Titanpulvers zwischen etwa 0,05 und etwa 0,1 Gew.-% bzw. bei etwa 0,1 Gew.-% gehalten werden und wenn der Kohlenstoffgehalt und der Sauerstoffgehalt des Titansinterkörpers auf etwa 0,15 bzw. 0,3 Gew.-% eingestellt werden. Vorzugsweise beträgt der kombinierte Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalt des Titanpulvers nicht mehr als etwa 0,5 Gew.-% und der kombinierte Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalt des Sinterkörpers nicht mehr als etwa 1,0 Gew.-%. Die Ergebnisse von Tests, die die obigen Charakteristika bei tatsächlichen Materialien für die Zahnpflege zeigen, werden nachstehend ausführlich beschrieben.
Das Material und der Prozeß der vorliegenden Erfindung können auch für andere Materialien für die Zahnpflege als für kieferorthopädische Anwendungen und Zahnimplantationen verwendet werden. Das Material und der Prozeß können beispielsweise dazu verwendet werden, ein Verbindungselement herzustellen, z. B. ein Gelenk für einen entfernbaren künstlichen Zahn, ein Gebiß oder eine Brücke. Diese Materialien für die Zahnpflege unterscheiden sich von der in 4 gezeigten Zahnimplantation insofern, als sie zur Reinigung etc. einfach entfernbar sind.
Die farbige Schicht kann durch ein Ionplating-Verfahren, ein anodisches Oxidationsverfahren, ein Wärmebehandlungsverfahren oder ein Heißsprühverfahren auf der Oberfläche des Sinterkörpers gebildet werden.
Vorzugsweise wird das Ionplating-Verfahren verwendet. Beim Ionplating-Verfahren wird Gas in einer Dekompressionsatmosphäre entladen, und ein Teil der Substanz wird ionisiert, um in dem Gas verdampft zu werden. Ein elektrisches Feld wird an die Ionen angelegt, um sie zu beschleunigen und sie auf die Oberfläche eines Materials zu schießen, um eine farbige Schicht auf dem Material zu bilden. Die zum Verdampfen der Substanz verwendeten Heizverfahren sind beispielsweise ein Elektronenstrahl-Heizverfahren, ein Hohlkathodenentladungsplasma-Elektronenstrahlverfahren und ein Sputter-Bedampfungsverfahren, sind jedoch nicht hierauf beschränkt. Die Ionisierverfahren sind beispielsweise ein Glimmentladungsverfahren, ein Hochfrequenzwellenentladungs-, Mikrowellenentladungs- und andere Entladungsverfahren, das Heizelektronenverfahren, das Elektronenstrahlverfahren und andere Ionisationsverfahren, bei denen Elektronen von einer externen Quelle geliefert und zum Beschießen verwendet werden, sie sind jedoch nicht hierauf beschränkt.
Der Sinterkörper wird beispielsweise an der Kathode innerhalb des Systems befestigt, und Titan wird durch einen Hohlkathodenentladungsplasma-Elektronenstrahl in einer Stickstoffatmosphäre von etwa 0,0001 Torr (ca. 13 mPa) verdampft, um Titan mit dem Stickstoffgas zu ionisieren und Titannitrid auf der Oberfläche des Sinterkörpers abzuscheiden. Auf diese Weise kann der Sinterkörper goldfarbig, rot, etc. gefärbt werden. Die verschiedenen Farben können beispielsweise durch Variieren der Menge und des Drucks des in das System fließenden Gases erhalten werden. Außerdem kann eine Goldschicht oder eine Gold-Palladium-Legierungsschicht auf der farbigen Schicht gebildet werden, um zusätzliche Farben zu bilden.
Bei dem anodischen Oxidationsverfahren wird ein Sinterkörper an einer Anode befestigt, und Spannung wird an eine Borsäure-Elektrolytlösung angelegt, um einen Oxidationsfilm auf der Oberfläche des Sinterkörpers zu bilden. Die Farben gelb, grün und rot, etc. können unter Verwendung des Oxidationsfilms erzeugt werden.
Beim Wärmebehandlungsverfahren werden verschiedene Farben durch Erhitzen eines Sinterkörpers auf eine spezifische Temperatur in verschiedenen Atmosphären erhalten.
Beim Heißsprühverfahren werden verschiedene Farben erzeugt, indem die Oberflächen eines Sinterkörpers mit verschiedenen Metalloxiden und Nitratpulvern unter Verwendung eines Spritzgeräts überzogen werden. Die farbige Schicht kann durch Spritzen von Al₂O₃- oder TiO₂-Pulver gebildet werden.
BEISPIELE
Beispiele 1–6
Es werden Titanpulver A–F in Tabelle 1 verwendet, um die jeweiligen Brackets in den Beispielen 1– 6 zu bilden. Als organisches Bindemittel werden PBMA (Polybutylmethacrylat), EVA (Ethylen-Vinyl-Essigsäure-Copolymer), Wachs und DBP (Dibutylphthalat) verwendet. Das organische Bindemittel wird mit dem Titanpulver gemischt und unter Verwendung eines Druckkneters für 30 Minuten bei 130°C geknetet, um eine Spritzgießmasse herzustellen. Das Spritzgießen der Masse wird mit einer Spritzgießmaschine ausgeführt, um ein Bracket der 2A–2C mit einer sehr feinen Nutengitterformation zu bilden. Die Bedingungen für das Spritzen sind wie folgt: Gießtemperaturen 150°C; Gießdruck 1.000 kp/cm² (ca. 9,8 kN/cm²); und Metallformtemperaturen 20°C. Tabelle 1
Die Gußkörper werden dann in einen Dekompressionsheizofen geschickt, wo das Bindemittel entfernt wird. Um das Bindemittel aus den Gußkörpern zu entfernen, wird der Druck auf 0,1 Torr (ca. 13 Pa) bei einer maximalen Heiztemperatur von 400°C eingestellt, wobei die Haltezeit eine Stunde beträgt.
Danach erfolgt die Sinterung in dem Vakuumheizofen. Der Druck wird auf 0,1 bis 0,0001 Torr (ca. 13 mPa) mit einer maximalen Heiztemperatur von 1250°C eingestellt, wobei die Haltezeit drei Stunden beträgt, um einen Titansinterkörper zu erhalten. Die Titansinterkörper weisen eine Vickers-Härte von 180 bis 220 HV auf, besitzen ausreichende Verschleißschutzeigenschaften und weisen genügend Härte auf, um eine gute Verbindung mit Draht sicherzustellen.
Eine Dichtemessung, eine Überprüfung der Widerstandsfähigkeit, eine Überprüfung der Haftfähigkeit und eine Überprüfung der Eluierung werden für die hergestellten Brackets ausgeführt. Die Überprüfung der Widerstandsfähigkeit wird ausgeführt, indem das Bracket mit der Rückseite nach unten auf einer Stahlplatte angeordnet und ein Verschieben sowie eine Deformation von oben erzwungen wird, um das Vorhandensein von Brüchen festzustellen.
Für die Überprüfung der Haftfähigkeit wird jeweils ein Bracket mit jedem von zwei einander benachbarten Zähnen verklebt, und die zwei benachbarten Brackets werden durch um die Brackets gewickelten Draht gespannt. Die Haftfähigkeit wird danach beurteilt, ob die Brackets durch Anspannen des Drahtes von den Zähnen gelöst werden.
Die Messung der Eluierung, oder die Menge gelösten Bracketmaterials, das in den Körper eintritt, wird durch Eintauchen des Brackets in eine einprozentige Laktoselösung für drei Tage ausgeführt. Die auf diese Weise erhaltenen Meßergebnisse sind in Tabelle 2 gezeigt und sind mit Messungen für das Vergleichsbeispiel 1 verglichen, welches die gleiche Form des Brackets SUS316L aufweist, jedoch Grübchen auf der Rückseite der Basis aufweist, die durch einen Wachsausschmelzprozeß erzeugt wurden. Tabelle 2
Bei den Beispielen 1 und 5 weisen die gebildeten Brackets keinerlei Probleme hinsichtlich der mechanischen Widerstandsfähigkeit und der Haftfähigkeit auf. Sowohl in Beispiel 2 als auch 3 weisen die Brackets Probleme mit einem Bruch aufgrund nicht ausreichender mechanischer Widerstandsfähigkeit auf, obwohl beide eine zufriedenstellende Haftfähigkeit aufweisen. In beiden Fällen verschlechterte sich offensichtlich die Duktilität, aufgrund des übermäßigen Kohlenstoffgehalts in Beispiel 2 und des übermäßigen Sauerstoffgehalts in Beispiel 3. Außerdem weisen die Beispiele 4 und 6 anscheinend Bruchprobleme aufgrund zahlreicher Poren im Material auf, die aus einer niedrigen Sinterungsdichte resultieren, die durch die Verwendung von groben Körnern verursacht wird. Des weiteren ist im Vergleichsbeispiel 1 die Form der Grübchen auf der den Zahn berührenden Oberfläche nicht die spezifizierte Form, da sie durch den Wachsausschmelzprozeß hergestellt wurden. Dies führt zur Trennung des Brackets vom Zahn aufgrund einer schwachen Haftfähigkeit.
Hinsichtlich der Eluierungsprüfung weisen alle Brackets in den Beispielen 1 bis 6 ausreichend niedrige Werte auf und sind nicht schlechter als bearbeitete Titanprodukte, die durch herkömmliche mechanische Herstellung hergestellt wurden. Die Eluierungsmenge des Produkts aus rostfreiem Stahl im Vergleichsbeispiel 1, das durch den Wachseinschmelzprozeß hergestellt wurde, ist jedoch wesentlich größer als die Menge bei den Beispielen 1 bis 6.
Beispiele 7–12
Als nächstes wird die in den obigen Beispielen 1–6 verwendete Mischmasse aus Titanpulver und organischem Bindemittel spritzgegossen, um die in 4 dargestellten Formen zu bilden. Die resultierenden Gießteile werden nach dem Entfernen des Bindemittels und des Sinterns unter den gleichen Bedingungen wie bei den obigen jeweiligen Beispielen 1–6 zu dem Zahnimplantatmaterial der Beispiele 7–12 gemacht.
Dichtemessungen, eine Überprüfung der Widerstandsfähigkeit, eine Eluierungsprüfung und eine Überprüfung der Luftdichtigkeit sind ausgeführt, und die Ergebnisse sind in Tabelle 3 zusammengefaßt, die auch das Zahnimplantatmaterial der Vergleichsbeispiele 2 und 3 enthält, wobei ein Stab reinen Titans bzw. ein Stab aus rostfreiem Stahl durch das Gießverfahren geschaffen worden und durch einen mechanischen Prozeß nach dem Gießen in die Schraubenform von 4 gebracht wurden. Tabelle 3
Bei der Überprüfung der Widerstandsfähigkeit werden beide Enden des Materials fest verankert, und es wird eine Kraft vertikal an die zentrale Komponente ausgeübt, um eine Verschiebung zu ergeben (2 mm), wonach das Material dann auf das Vorhandensein von Sprüngen untersucht wird.
Bei der Überprüfung der Luftdichtigkeit wird ein Loch in einen Kieferknochen gebohrt, in den das Zahnimplantatmaterial zu schrauben ist. Dann wird ein Rohr aus Titan (diese Ausführungsform) oder rostfreiem Stahl (Vergleichsbeispiele) in das Loch eingeführt. Nach dem Einschrauben der Schraubenkomponente in den Kieferknochen wird Luft mit einem Druck von 10 Atmosphären durch das Rohr geblasen, um auf aus der Schraubenkomponente austretende Luft bzw. Luftverlust zu überprüfen.
Bei den Beispielen 7 und 11 gibt es, wie es bei den Beispielen 1 und 5 der Fall war, keinerlei Probleme. Beispiel 8 und Beispiel 9 weisen wie Beispiel 2 und Beispiel 3 oben Probleme mit einem Bruch aufgrund des hohen Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalts auf. Die Beispiele 10 und 12 weisen ebenso Probleme mit Bruch aufgrund einer niedrigen Sinterungsdichte auf, wie es bei den obigen Beispielen 4 und 6 der Fall war. Im Vergleich dazu weist das Vergleichsbeispiel 2 Probleme mit einem Bruch aufgrund fehlender Widerstandsfähigkeit und Probleme mit Luftverlust aufgrund niedriger Genauigkeit bei der Bearbeitung der Schraube auf. Außerdem weist das Vergleichsbeispiel 3 Probleme mit dem Luftverlust und einer großen Eluierungsmenge auf, die durch den rostfreien Stahl verursacht sind.
Gemäß den obigen Beispielen 1 bis 12 kann ein Material für die Zahnpflege mit zerbrechlichen und komplexen Formen, die unter Verwendung herkömmlicher Gießverfahren und mechanischer Bearbeitungsverfahren unmöglich hergestellt werden können, mit einem hohen Maß an Präzision gebildet werden, indem zuerst eine durch ein Gemisch aus Titanpulver und einem organischen Lösungsmittel gebildete Masse spritzgegossen und dann der Titansinterkörper mittels eines Lösungsmittelentfemungsprozesses und eines Sinterprozesses gebildet wird. Ferner weist der Titansinterkörper eine ausreichende Härte und Duktilität auf, um sowohl die erforderliche Widerstandsfähigkeit für ein Material für die Zahnpflege sowie ein niedriges Maß an Eluierung zu gewährleisten, wodurch ein Material mit besseren Eigenschaften als herkömmliche Produkte realisiert wird.
Beispiele 13–22
Als nächstes werden Beispiele 13–22 erläutert, bei denen eine gewünschte Farbe durch Bilden einer farbigen Schicht auf der Oberfläche des Materials für die Zahnpflege hinzugefügt wird. Bei jedem nachstehend erläuterten Beispiel ist der Titansinterkörper auf gleiche Weise hergestellt wie bei den Beispielen 1–6, wobei Titanpulver mit dem Kohlenstoffgehalt, Sauerstoffgehalt und mittleren Korndurchmesser verwendet wird, wie in Tabelle 4 dargestellt. Nachdem die Titansinterkörper hergestellt sind, werden Farbschichten auf der Oberfläche der Sinterkörper unter Verwendung verschiedener Verfahren gebildet, wie in 1 dargestellt. Tabelle 4
Bei den Beispielen 13–15 wird ein Ionplating-Verfahren verwendet,. um eine farbige Schicht zu bilden. Das Bracket wird an der Kathode innerhalb des Systems befestigt, und Titan wird durch einen Hohlkathodenentladungsplasma-Elektronenstrahl in einer Stickstoffatmosphäre von etwa 0,0001 Torr (ca. 13 mPa) verdampft, um Titan mit dem Stickstoffgas zu ionisieren und Titannitrid auf der Oberfläche des Sinterkörpers abzuscheiden.
In Beispiel 13 ist der Stickstoffgasfluß so eingestellt, daß der Partialdruck des Stickstoffgases etwa 0,00001 Torr (ca. 1,3 mPa) beträgt, und die Temperatur des Systems wird auf 300°C mit einer Bearbeitungszeit von etwa einer Stunde eingestellt. Als Ergebnis ist die Oberfläche des Sinterkörpers pinkfarbig.
Außerdem können durch Aufdampfen von Gold oder einer aus 85% Gold und 15% Palladium bestehenden Legierung auf die Titannitridschicht mit einer Heiztemperatur von 300°C und einer Bearbeitungszeit von 15 Minuten zusätzliche Farben erhalten werden. In Beispiel 14 wird durch Aufdampfen von Gold auf die Titannitridschicht eine gelb-weiße Farbe erhalten. In Beispiel 15 wird durch Aufdampfen der Gold-Palladium-Legierung eine silber-weiße Farbe erhalten.
Jedes der Materialien der Beispiele 13–15 wird in einer einprozentigen Laktoselösung für drei Tage getränkt, um die Eluierung zu untersuchen, wobei die Ergebnisse in Tabelle 5 zusammengestellt sind. Es wurde festgestellt, daß die Brackets in den Beispielen 13–15 ausreichende Charakteristika besitzen, wie sie für ein kieferorthopädisches Material erforderlich sind. Das Bracket in Vergleichsbeispiel 4 wurde durch Gießen von rostfreiem Stahl hergestellt. Tabelle 5
Farbige Schichten wurden durch das anodische Oxidationsverfahren bei den Beispielen 16–18 gebildet. Ein Bracket wird an einer Anode befestigt, und Spannung wird an eine Borsäure-Oxidationsfilm auf der Elektrolytlösung angelegt, um einen Oberfläche des Sinterkörpers zu bilden. Bei den Beispielen 16 wird gelb mit einer angelegten Spannung von 10 V erhalten. Im Beispiel 17 wird hellblau mit einer angelegten Spannung von 40 V erhalten. Im Beispiel 18 wird hellgrün mit einer angelegten Spannung von 65 V erhalten. Die Ergebnisse der Eluierungsmessungen der Brackets der Beispiele 16 bis 18 sind in Tabelle 6 zusammengefaßt. Es wurde festgestellt, daß die Brackets in diesen Beispielen ausreichende Eigenschaften besitzen, wie sie für kieferorthopädische Materialien erforderlich sind. Tabelle 6
Farbige Schichten werden bei den Beispielen 19 und 20 durch ein Wärmebehandlungsverfahren gebildet. Die Wärmebehandlung wird bei einem Bracket unter Atmosphärendruck ausgeführt. Im Beispiel 19 wird die Farbe gelb-grün mit zehn Minuten Wärmebehandlung bei 500°C erhalten, aber die Schicht ist dünn, und es treten Interferenzfarben auf. Im Beispiel 20 führen zehn Minuten der Wärmebehandlung bei 1050°C zur Bildung eines TiO₂-Films auf der Oberfläche des Titansintermaterials, der die Farbe gelb-weiß oder weiß aufweist. In diesem Fall ist die Schicht dick, und die Farbe des TiO₂ selbst erscheint. Die bei den Beispielen 19 und 20 gemessene Eluierungsmenge ist in Tabelle 7 dargestellt. Es wurde festgestellt, daß die Brackets bei diesen Ausführungsformen ausreichende Eigenschaften besitzen, wie sie für kieferorthopädische Materialien erforderlich sind. Tabelle 7
Farbige Schichten wurden bei den Beispielen 21 und 22 durch ein Heißsprühverfahren gebildet. Das Spritzen von weißem Al₂O₃-Pulver (Beispiel 21) oder weißem TiO₂-Pulver (Beispiel 22) führt zu einer weißen Oberfläche auf den Sinterkörpem. Die bei den Beispielen 21 und 22 gemessenen Eluierungsmengen sind in Tabelle 8 dargestellt. Es wurde festgestellt, daß die Brackets bei diesen Beispielen ausreichende Eigenschaften besitzen, wie sie für kieferorthopädische Materialien erforderlich sind. Tabelle 8
Es wurde eine Bewertung hinsichtlich der Eigenschaften farbiger Schichten ausgeführt, wie beispielsweise der Verwendbarkeit der Farbe, der Vielfalt der Farben, der Haftfähigkeit der farbigen Schichten, der Haltbarkeit der farbigen Schichten und der Herstellungskosten. Die Ergebnisse sind in Tabelle 9 dargestellt. In der Tabelle ist jeder Bewertung ein Wert von 1 bis 5 zugeordnet, wobei 5 das wünschenswerteste angibt (für die Herstellungskosten bedeutet wünschenswert niedrige Kosten). Tabelle 9
Wie in der Tabelle angegeben, erzeugt, obwohl die resultierenden Farbarten, die durch das Ionplating-Verfahren gebildet werden, nicht notwendigerweise die wünschenswertesten für Materialien für die Zahnpflege sind, das Ionplating-Verfahren eine Schicht mit einem hohen Maß an Haftfähigkeit der farbigen Schicht und einer guten Haltbarkeit, was Schichten, die durch das Ionplating-Verfahren gebildet werden, zum insgesamt besten farbigen Material für die Zahnpflege macht. Das anodische Oxidationsverfahren erzeugt die farbigsten Schichten, deren Haftfähigkeit und Produktionskosten brauchbar sind. Schichten, die durch das Wärmebehandlungsverfahren und das Sprühverfahren gebildet sind, zeigen eine leicht schlechtere Haftfähigkeit und Haltbarkeit, sie waren jedoch besser darin, Farben herzustellen, die dem echten Zahn am nächsten kommen.
Während diese Erfindung in Verbindung mit speziellen Ausführungsformen beschrieben wurde, ist es selbstverständlich, daß Fachleuten viele Alternativen, Modifikationen und Variationen klar sind. Demzufolge sollen die hier beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung erläuternd und nicht beschränkend sein. Verschiedene Änderungen können ausgeführt werden, ohne den Grundgedanken und den Schutzbereich der in den folgenden Ansprüchen definierten Erfindung zu verlassen.

Claims

Material für die Zahnpflege, umfassend einen Sinterkörper, erhältlich durch ein folgende Schritte umfassendes Verfahren: (a) Mischen von Titanpulver mit einem Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,3 Gew.-% des Pulvers und einem Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,6 Gew.-% des Pulvers mit einem organischen Bindemittel zur Bildung einer Spritzgießmasse, (b) Spritzen der Spritzgießmasse zur Bildung eines Gußkörpers, (c) Entfernen von Bindemittel aus dem Gußkörper, (d) Sintern des Gußkörpers zur Bildung eines Titansinterkörpers, (e) Ausbildung einer farbigen Schicht auf einer Oberfläche des Titansinterkörpers unter Verwendung eines Ionplating-Verfahrens, eines anodischen Oxidationsverfahrens, eines Wärmebehandlungsverfahrens oder eines Heißsprühverfahrens, und (f) Ausbildung einer Gold- oder Gold-Palladium-Legierungsschicht über der farbigen Schicht.
Material für die Zahnpflege nach Anspruch 1, bei dem der Sinterkörper einen Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,5 Gew.-% aufweist.
Material für die Zahnpflege nach Anspruch 1 oder 2, bei dem der Sinterkörper einen Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,8 Gew.-% aufweist.
Material für die Zahnpflege, umfassend einen Sinterkörper, der Titanpulver und ein organisches Lösungsmittel aufweist, wobei der Sinterkörper einen Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,5 Gew.-% und einen Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,8 Gew.-% aufweist, und des weiteren eine auf einer Oberfläche des Sinterkörpers gebildete farbige Schicht und eine auf der farbigen Schicht gebildete Goldschicht oder eine Gold-Palladium-Legierungsschicht aufweist.
Material für die Zahnpflege nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Sinterkörper einen kombinierten Kohlenstoff- und Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 1,0 Gew.-% aufweist.
Material für die Zahnpflege nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Sinterkörper Titanpulver mit einer mittleren Korngröße von nicht mehr als 40 μm Durchmesser aufweist.
Material für die Zahnpflege nach einem der vorhergehenden Ansprüche, bei dem der Sinterkörper als Bracket gegossen ist.
Material für die Zahnpflege nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem der Sinterkörper als Zahnimplantatmaterial gegossen ist.
Verfahren zur Bildung von Material für die Zahnpflege, umfassend folgende Schritte: (a) Mischen von Titanpulver mit einem Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,3 Gew.-% des Pulvers und einem Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,6 Gew.-% des Pulvers mit einem organischen Bindemittel zur Bildung einer Spritzgießmasse, (b) Spritzen der Spritzgießmasse zur Bildung eines Gußkörpers, (c) Entfernen von Bindemittel aus dem Gußkörper, (d) Sintern des Gußkörpers zur Bildung eines Titansinterkörpers, (e) Ausbildung einer farbigen Schicht auf einer Oberfläche des Titansinterkörpers unter Verwendung eines Ionplating-Verfahrens, eines anodischen Oxidationsverfahrens, eines Wärmebehandlungsverfahrens und eines Heißsprühverfahrens, und (f) Ausbildung einer Gold- oder Gold-Palladium-Legieningsschicht auf der farbigen Schicht.
Verfahren nach Anspruch 9, bei dem die farbige Schicht durch Spritzen von Al₂O₃- oder TiO₂-Pulver unter Verwendung eines Heißsprühverfahrens gebildet wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 oder 10, bei dem das Titanpulver einen mittleren Korndurchmesser von nicht mehr als 40 μm aufweist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 11, bei dem der Titansinterkörper einen Kohlenstoffgehalt von nicht mehr als 0,5 Gew.% und einen Sauerstoffgehalt von nicht mehr als 0,8 Gew.-% aufweist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, bei dem das Material für die Zahnpflege als Bracket gegossen wird.
Verfahren nach einem der Ansprüche 9 bis 12, bei dem das Material für die Zahnpflege als Zahnimplantatmaterial gegossen wird.