JP2001288027A - 歯科修復物の形成方法及び関連の装置 - Google Patents
歯科修復物の形成方法及び関連の装置Info
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Abstract
形成方法及び歯科修復物の提供。 【解決手段】 重量%でLi2O 8〜15%、Al2
O3 1.5〜5.0%、SiO2 60〜80%、P
2O5 1.5〜5.0% 着色酸化物 5%以下、蛍光剤+顔料+不透明剤 5%
以下、ガラス改質剤 残りを含む歯科修復物用のガラス
−セラミック材料(以下材料)を熱−圧変形可能なルツ
ボに入れ、熱を加えて、その液相線温度よりも高い温度
の作業範囲にする。ルツボは、加熱される材料の作業温
度に適合した熱−圧変形性を有する。材料がその作業温
度まで加熱されたならば、ルツボを所望の歯科修復物の
形状にあるキャビティを予め中に形成されている型と接
触させる。加熱材料と型との距離が減るにつれ、ルツボ
が変形して型とでシールを形成し、溶融材料の型キャビ
ティへの射出を容易にする。ルツボと型との間の相互作
用シールを考慮することができる。
Description
4日出願の米国特許仮出願第60/184,741号の
優先権を主張する。
米国特許出願第09/695,189号の一部係属出願
であり、当該出願は、1999年1月22日出願の米国
特許出願第09/235,171号の一部係属出願であ
り、当該出願は、1997年9月11日出願の米国特許
出願第08/927,774号、特許第5,897,8
85号の分割出願であり、当該出願は、1995年4月
6日出願の米国特許出願第08/417,682号、特
許第5,702,514号の分割出願であり、当該出願
は、1994年5月31日出願の米国特許出願第08/
250,926号、特許第5,507,981号の一部
継続出願である。
クラウン、ブリッジ、インレー、オンレーなどの金属を
ふくまない歯科修復物を形成する方法に関する。本発明
はまたガラス−セラミック材料から歯科修復物を容易に
形成することのできる装置にも関する。最後に本発明は
そうしてできた歯科修復物に関する。
材料から金属を含まない歯科修復物を形成するのに様々
な方法が用いられている。ガラス−セラミック材料は、
その強度、半透明性、非毒性及び他の物理的性質から、
歯科修復物作成に使用するのに理想的な材料である。そ
の適性からガラス−セラミック材料は少なくとも80年
もの間歯科修復物を作るのに使用されている。先行技術
において、ガラス−セラミック材料から歯科修復物を作
成するのに最も広く用いられている手段はガラス微粒子
とセラミックの微粒子のスラリーを用いる方法である。
この方法においては歯型を作るがこれは修復物を固定す
べき歯の残った部分の正確なレプリカである。この歯の
残った部分は修復物の装着が容易にできるように歯科医
が予備処置をしておくことは当業者には理解できるであ
ろう。プロセスを開始するに当たって歯科医は予備処置
をした歯の印象を取って陰型印象を作成する。この陰型
印象に材料を詰めて処置した歯の陽型印象を作成する。
この陽型印象を歯型と呼ぶ。プラチナ箔をこの歯型に押
しつけて、歯科修復物を作るための基本的基板となるマ
トリックスを作る。歯科修復物を作るためには、このプ
ラチナ箔マトリックスにガラス−セラミック材料粉末の
スラリーを幾層にも重ねる。何層ものスラリーの層が形
成できて乾燥されると、目的とする歯科修復物の形にあ
わせて削ることのできる半固体の構造物ができる。望ま
しい形ができあがったら構造物を歯型から外す。この段
階で構造物は素地構造物と呼ばれる。この構造物を焼成
すると、焼成工程中に粉末のガラス−セラミック材料は
溶融して固形体となる。素地構造物は何層もの乾燥した
ガラス−セラミックからなるため不均一な溶融が起こる
可能性がある。不均一な溶融の結果として、でき上がっ
た修復物の物理的性質が悪影響を受けることがある。結
果として質の悪い歯科修復物ができる。さらに以上述べ
たことからわかるように全体のプロセスは非常に手間の
かかるものである。焼成前の修復物を作るために別の方
法も先行技術では考案されている。
では結着剤を含むガラスとセラミック素材の粉末混合物
を可撓性のある型に充填して素地構造物を作り、これを
焼成して完成構造物とするものである。このプロセスも
また粒状の素材の溶融を必要とするので不均一な溶融が
起こる可能性があり、弱くて質の悪い歯科修復物ができ
る可能性がある。
属を含まない歯科修復物を作るためには、これらの修復
物を均一で溶解したガラス−セラミック材料から直接作
ることが望ましいことが当業者には認識されている。望
ましい歯科修復物の形状のキャビティを有する型の中に
溶融したあるいは可塑性のガラス−セラミック材料を導
くことにより、満足のいく修復物を作れるであろうこと
は理解されていた。更に先行技術ではガラス−セラミッ
ク材料が流体あるいは可塑状態にあれば、これをキャビ
ティに導入することができることがわかっていた。
で効率的に優れた精密度と適合性を有する歯科修復物を
作れるような形成プロセスを目指していた。歯科修復物
において、精密度は非常に重要である。というのも満足
のいく修復物を作るには元の歯の最も細い細部まで再現
されなければならないからである。例えば、歯科修復が
成功するには、マージンがシャープで精密度が高くなけ
ればならない。先行技術の形成プロセスでは期待するほ
どの精密度が達成できないことが欠点である。
し、歯科修復物にかかる手間を最小にするためには歯科
修復物の製造が短時間でできることが望ましい。
でコストを最小に保つためには歯科修復物を作るのに適
したプロセスが比較的高価でない設備を使用することが
切望される。すでに述べたプロセスはこの要件に合うが
これから述べるDICOR プロセスはこれに合致しない。
ス−セラミック材料から歯科修復物を製造するための先
行技術がいくつかある。これに最近加わったのはDentsp
ly International Inc.(Pennsylvania, York)が販売
しているDICORプロセスである。このプロセスでは溶け
たガラス−セラミック材料を遠心鋳造して歯科修復物を
製造するものである。このプロセスは米国特許第4,4
31,420号(1984年2月14日発行)及び関連
特許に詳しく述べられている。遠心鋳造は主にロストワ
ックス法による金属の鋳造に広く用いられてきた。更に
このプロセスは金属に関して用いられるかぎり何百年も
のあいだ非常にうまくいっている。これは溶けた金属は
非常に粘性が低くて密度が高いため、遠心鋳造プロセス
で非常にうまく機能するからである。つまり溶けた金属
は溶融状態で高い密度と非常に低い粘度を有するため、
溶けた金属をすでにある型キャビティに注入する目的に
は遠心力で十分であるということである。精密度の高い
歯科修復物を製造するために、上に述べたDICORプロセ
スは遠心力を利用して、溶けたガラス−セラミック材料
から所望の歯科修復物を形成している。溶けたガラス−
セラミック材料は溶けた金属に比べて低い密度と高い粘
性を有している。このため、満足のいく歯科修復物を形
成するのに必要な精密度を常に得るには、遠心力だけで
は溶けたガラス−セラミック材料を型キャビティに一貫
して送り込むことができない。つまり満足のいく歯科修
復物を形成するのに必要な精密度を常に得るには、遠心
力では溶けたガラス−セラミック材料を型キャビティに
十分な力をもって送り込むことができない。満足のいく
歯科修復物を得るには、優れた精密度を持って人の口腔
に歯科修復物をうまく適合させるのに必要な所望のマー
ジンを作り出さなければならないことは当業者にはよく
理解されるところである。
セラミック材料の着色に関しては欠点がある。できたDi
cor歯科修復物は望ましくない白色をしており、満足で
きる人の歯の色をつけるにはグレーズをかけなければな
らない。その結果着色は歯科修復物の表面だけに留ま
り、最終的に歯科修復物を人の口腔に取り付ける際に削
って調整する場合グレーズが除かれてグレーズと異なる
白い生地が露出してしまう。このコントラストは審美的
な見地から非常に好ましくない。
による修復物は、できあがった修復物全体の色が人の歯
の色に近いものになるガラス−セラミック材料を使用す
るように変更してある。したがって最終的な試適の際に
研削が必要となっても歯科修復物の表面とその下の生地
の間のコントラストは認められない。
の研磨作用によりグレーズがすり減ってしまう正常な摩
耗からも生じる。これについても本発明においては好ま
しいガラス−セラミック材料が全体にわたって均一で自
然な着色を有するため問題にならない。本発明の修復物
は望みの色調を正確に出すためにグレージングしてもよ
いことも言及しておく。
プロセスは前もって形成された型キャビティに溶けた歯
科用ガラス−セラミック材料を注入するために正の機械
的力を用いるものである。
ラス−セラミック材料は以下の性質の多くあるいは全部
を持っていなければならない。 (1)口腔内の環境下で不活性かつ非毒性でなければな
らない。 (2)そしゃく力に耐えることのできる構造団結性を持
ち、一般に3点MORがすくなくとも30,000PSI
なければならない。 (3)簡単な設備で人の解剖学的形態に合うように形を
形成できる必要がある。 (4)人の歯によく合う審美的性質(人の歯によく似た
着色とわずかに半透明な外観)を有しており、したがっ
てモノリシックであるかグレージングができなければな
らない。 (5)さらに、ガラス−セラミック材料は水分を吸収し
たりしみができてはならず、また応力腐食に耐性でなけ
ればならない。 (6)同様に、ガラス−セラミック材料は自然の人の歯
と同様な特性を持ち、他の歯科材料と両立できなければ
ならない。 (7)同様に、ガラス−セラミック材料は寸法安定性を
有し、加工の際の熱ショック、特に再結晶が行われる後
続の熱処理工程において寸法安定性がなければならな
い。 (8)さらに、ガラス−セラミック材料は、従来歯科修
復物を作るのに用いられるのと同様に熱膨張点の観点か
ら金属、ステイン、グレーズなどと親和性がなければな
らない。 (9)審美的に好ましい歯科修復物を作り出すために最
終的歯科修復物を所望の形と色調に正確に合わせる必要
があることがある。そのような変更を行うには修復物を
それぞれの操作ごとに約950℃に加熱する必要があ
る。したがって、満足すべきガラス−セラミック材料は
約950℃に繰り返し加熱するサイクルに耐えられなけ
ればならない。 (10)適当なガラス−セラミック材料はその構造団結
性を熱処理中保持できなければならない。 (11)適当なガラス−セラミック材料は、 a.熱膨張係数(CTE)が5〜14.5×10-7/℃
であり b.不透明度が、0(明澄)〜5(不透明)の可視スケ
ールで2.5〜4.0であり、全体として美しく、 c.MORが平均少なくとも30KSIであり、 d.925〜950℃の熱処理ができ、 e.熱処理中に構造団結性を保ち、 f.融解性及び成形性であり、 g.口腔環境中で化学的耐久性がある 必要がある。
ック材料を包含するものである。
来技術では、もし不可能でないとしても、高価ではな
く、効率的なやり方でガラス−セラミック材料を成形す
ることによって、最高品質の歯科修復物を製造すること
が困難であることは自明である。
物は、従来技術を越える改良を与えるものである。本発
明の方法を使用することによりガラス−セラミック材料
は容易に歯科修復物に成形されるものである。さらに、
本発明の装置は、相対的に高価ではなく、使用し易い。
本発明の組成物は、人間の口腔内で化学的に不活性であ
り、優れた強度の性質を有する審美的に喜ばれる歯科修
復物を生産するという大きな利点がある。さらに、本発
明の組成物は、これらの組成物から成形された歯科修復
物が熱処理されたときに、この修復物がその構造団結性
を保持するという利点がある。さらに、これらの歯科修
復物は、約950℃までの多様な熱サイクルに耐えるこ
とができ、既存の磁器材料と一緒に使用できる熱膨張を
有し、それゆえ、これらの歯科修復物は、容易に従来の
磁器材料を用いて改修されることができる。
処理後適切な着色ができ、この段階において、更に表面
処理することなく口腔内に適用することができる。生じ
た歯科修復物の審美的な性質を高めるために、歯科修復
物は、望ましい効果を達成するため磁器材料を使用して
容易に改修することができる。
ック材料から成形される効率的な方法を提供することが
本件発明の一つの目的である。
ラス−セラミック歯科修復物を提供することが本件発明
の更にもう一つの目的である。
に制御され、結果としてこれらの歯科修復物の成形で大
きなフレキシビリティーを可能にする歯科修復物を成形
するのに適したガラス−セラミック組成物を提供するこ
とも本発明の一つの目的である。
りわけ、埋没材の表面の熱処理中に崩れたりあるいは陥
没したりしないガラス−セラミック材料を提供すること
がなおその上に本件発明のもう一つの目的である。
適し、また、約950℃にいたる多様な焼成サイクル中
その半透明性を保持することができるガラス−セラミッ
ク材料である。
科の修復物を成形する方法である。ここで、この方法は
以下の工程を含む。 A(1)ガラス−セラミック材料を熱−圧変形可能なル
ツボ中に配置し; B(2)ルツボとガラス−セラミック材料を、前記ルツ
ボが熱−圧変形可能となり、ガラス−セラミック材料が
成形可能となる温度にまで加熱し; C(3)加熱したルツボを、その中に事前形成キャビテ
ィを有する型に接触させ; D(4)ルツボを型と接触させて移動し続けることによ
り、ルツボを型に対して変形させ、成形可能なガラス−
セラミック材料を該キャビティ中に射出することによ
り、歯科修復物を成形し; E(5)型及びその中のセラミック歯科修復物を冷却
し; F(6)形成されたセラミック修復物を型から取り出
し; G(7)歯科修復物を熱処理し;そして H(8)歯科修復物を仕上げ研磨する。
部を有する熱変形可能なルツボを成形することにあり、
ここで、該ルツボは、ガラス及び金属酸化物の粒状混合
物を焼結することにより形成される。好ましい組成物
は、ガラスが約27から31%及び金属酸化物が約69
から約73%よりなるものである。
これは以下の組成(重量%) Li2O 8〜15 Al2O3 1.5〜5.0 SiO2 60〜85 Na2O 0〜2 K2O 0〜2 P2O5 1.5〜5 ZrO2 0〜3 CaO 0〜1 BaO+SrO+La2O3 0〜12 着色酸化物 0〜5 をもつガラス−セラミック材料から成形される。
あり、これは以下の組成(重量%) Li2O 14〜15 Al2O3 4.5〜5.0 SiO2 67〜71 Na2O 1〜2 K2O 1.5〜3.5 P2O5 3〜4 B2O3 0〜2 CaO 0〜1.25 BaO 1.25〜3 Tb4O7 0〜1 CeO2 0〜1 をもつガラス−セラミック材料から成形される。
に耐久力を有し、それ自体人間の口腔内で分泌液と接触
しても劣化することがないガラス−セラミック材料を作
ることにある。
的、特徴、及び利点は、ここでの詳細な説明から自明と
なるであろう。
より明白に理解されるであろう。
模式図的代表例であることは留意されるべきである。
ガラス−セラミックの成形によって形成される本発明の
全行程を一般的に説明する。図1に見られるように、第
1工程は適当な型キャビティをその中に有する型の形成
である。型キャビティが形成される工程を開始するため
に、人の口中の一つ又は複数の歯は、当該技術分野にお
いて一般的に知られている方法によって歯科医によって
調製される。歯科医によって提供される印象を使用し
て、所望の歯科修復物のポジティブワックス型を製造す
る。次に、このポジティブワックス型を通常リングと呼
ばれる型中に置く。次に、半液状の埋没材をポジティブ
ワックス型の回りに注ぐ。埋没材を据え付け、硬化した
後、得られた型を炉中に置き、それによってワックスを
溶融させ、型と一体のスプル−ホ−ルから追い出す。こ
のとき完成型が仕上がる。これがロストワックス法によ
る型の形成を構成する。
り、ガラス−セラミック材料のボタンを変形可能なルツ
ボ8中に置く。ガラス−セラミック材料のボタンは、通
常約6グラムの重量があり、約2cmの直径及び1cmの厚
さを有するガラス−セラミック材料の小さなシリンダー
を構成する。これらのガラス−セラミック材料のボタン
は、これらの材料を製造、販売及び使用することができ
る便利な形状である。当業者は、所望の歯科修復物を形
成するためには、十分な量のガラス−セラミック材料を
使用しなければならないことを理解している。
ラス−セラミック材料7のボタンを均一に加熱する。ガ
ラス−セラミックは、以下でより詳細に説明するよう
に、その液相線温度以上の温度まで加熱される。更に、
熱−圧力変形可能なルツボ8は以下でより詳しく説明さ
れる。
型は、1以上の歯科修復物を本方法の1サイクルの間に
製造することができるように多数のキャビティを含むこ
とができる。
れたルツボ及びガラス−セラミック材料を、以下の図3
〜6の説明に関してより詳細に説明するように、機械的
手段によって型と接触するように移動する。
却され、そして固化されたガラス−セラミック注型は、
機械的手段によって埋没材から取り出される。次に、歯
科修復物はスプル−から切り放され、審美的効果を達成
するために熱処理、研磨及び/又は艶出しによって完成
される。
成するためにガラス及びガラス−セラミック材料の両方
を使用することができる。
ラミック材料を使用することが好ましい。ガラス−セラ
ミック材料を使用する場合、ガラス−セラミック材料7
のボタンは最初ガラス相のルツボ8の中に置かれる。ル
ツボ8に熱をかけると、熱が加わるにつれ、ガラス−セ
ラミック材料7は結晶相の形成によってセラミックにな
る。加熱を続けると、ガラスマトリックスは徐々に溶解
し、それによってガラス−セラミック材料7をガラス相
にする。結晶相がガラスマトリックス中に完全に溶解す
る温度は、ガラス−セラミック材料の液相線温度として
定義される。この発明によれば、溶融材料中に結晶相が
存在するすべての可能性を除去するためには、ガラス−
セラミック材料を液相線温度以上の温度に加熱すること
が望ましいことが分かった。更に、この温度で、ガラス
−セラミック材料は約log3〜約log4Pの粘度を
有し、この粘度はガラス−セラミック材料を容易に型キ
ャビティ5へ注入するために適当である。この温度にお
ける粘度は使用範囲として定義される。
材料及び軟化ルツボの粘度はポイズにおける個々の粘度
のlogとして定義される。更に、単位ポイズはPとし
て省略される。例えば、溶融ガラス−セラミック材料の
粘度が104ポイズであるならば、粘度はlog4Pに
よって表示される。
す。図1に描かれた個々の工程は、図2〜図10の説明
においてより詳細に規定される。
材10の人工歯排列によって形成されているのを見るこ
とができる。リング12中の埋没材10の人工歯排列の
前に、リング12がワックス型14の回りに置かれ、そ
の上部先端は所望の歯科修復物16の形に成形される。
図2に、ワックス型14が焼失された後の完成された型
4を示すように、ワックス型14は外形においてのみ示
される。
いて一般的に知られており、数世紀の間金属鋳造方法用
のロストワックス型を形成するために使用されてきた。
型4の製造において上記したように、ワックス型14を
リング12中に置き、次に、埋没材スラリ−10を、通
常は振動法の助けを借りて、リング12へ徐々に注い
で、埋没材10が完全にリング12を満たすのを、特
に、ワックス型14を完全に閉じこめるのを確実にす
る。これらの方法はまた、当該技術分野において一般的
に知られている。
を概略的に示す。
4がルツボ8の近傍に置かれているのを見ることができ
る。ルツボ8中に置かれているのはガラス−セラミック
材料7であり、その詳細をここで説明する。ルツボ8は
更にセラミックベース21上に置かれ、それはラム22
上に置かれており、それによってルツボ8は型4に対し
て移動することができる。電気加熱エレメント24を更
に提供し、それによって熱をルツボ8にかけることがで
きる。ガラス−セラミック材料7の加熱の詳細は以下で
説明される。
ク材料7は固体状態から液体状態に変えられ、ルツボ8
は個体の脆い状態から熱−圧力変形可能な可塑性に変え
られる。ガラス−セラミック材料7が所望の使用範囲に
達すると、図4に示したように、ラム22が作動され、
それによってルツボ8を上に移動させそして型4の下部
先端と接触させる。ラム22の作動は図示されていない
電源によって行われる。
移動が継続するにつれて、ルツボ8は型4に対して変形
し続け、ルツボ8の上部先端を界面28で型4に対して
シ−ルさせる。更に、溶融ガラス−セラミック材料7が
型キャビティ14へ流れ込むのが分かる。
れて、ルツボ8の型4に対する変形が完成され、ラム2
2にかけられた圧力のために、キャビティ14はガラス
−セラミック材料7で完全に満たされる。
型4を冷却し、所望の歯科修復物を埋没材10から取り
出す。歯科修復物を埋没材10から取り出すと、その歯
科修復物はスプルーから切り放され、所望の審美的効果
を達成するために研磨及び艶出しして完成される。
強度及び他の特性がガラスマトリックス中の結晶の形成
によって改良されるような方法で熱処理される。熱処理
の詳細を以下に説明する。
方法を行うために使用することができる装置32を示
す。この装置は一般的に、支持枠30、熱源33、型保
持手段34及びプランジャー36からなる。支持枠30
は一般に、装置32の外枠からなる。
中へクランプ35が通される。見られるように、バー5
0は型4をロックさせてバー44を支持する。支持バー
44は更に開口56を有し、それは、型4の直径よりわ
ずかに小さく、ルツボ8の直径よりわずかに大きい。ラ
ム36の作動によって、ルツボ8は、図4、5及び6に
関して上記で説明したのと類似の方法で型4と接触する
ように上に移動される。図7の装置は更に熱源33を有
し、描かれた態様においては、それは電気抵抗加熱エレ
メント37からなる。好ましい態様においては、加熱エ
レメントはモリブデンのジケイ化物である。熱源33は
電力制御源58によって制御される。
ーターは、ルツボ8及び、したがって、ガラス−セラミ
ック材料7の加熱を行うために使用される。電気抵抗加
熱に加えて、示したように、加熱は誘導加熱、ガストー
チ加熱、又はいずれかの適当な手段によって行うことが
できる。
し、それによってラム36は、ルツボ8及びその中に含
まれるガラス−セラミック材料7の均一な加熱を行うた
めに、加熱工程の間回転される。回転手段は電気、気流
又は油圧モーターであることができる。ラム36はその
上への運動を行うための手段を備え、好ましい態様にお
いては、それは空気シリンダー39である。
造断熱部材41、43、45、47及び49を有し、そ
れらが加熱エレメント37を支持し且つ含み、そしてエ
レメント37の操作中に発生された熱を遮断する。これ
らの構造断熱部材はセラミックファイバーボードから形
成される。
開口56を有するのを見ることができる。腰部55は、
ルツボ8が型4に対して変形するときに、ルツボ8の変
形上部先端が腰55のくびれで下に移動するのを防止
し、それによって溶融ガラス−セラミック材料を型4の
予め形成されているキャビティ14の中へ効果的に注入
させるということにおいて有利である。すなわち、ルツ
ボ8の上部先端は腰55の近くで固化されるので、溶融
ガラス−セラミック材料の下方への移動を防止し、それ
によって型キャビティ14へガラス−セラミック材料を
注入させる。
れる好ましい装置31を示す。好ましい装置31の部材
のほとんどは、予め加熱された型4を成形工程のための
所定の位置へ運んでいって炉ベース41に対して置くこ
とができる可動アーム38が提供されているということ
において上記で説明した装置32の部材と同じであるか
又は類似している。可動アーム38を中央の転心に接続
し、それによって所定の位置へ回転させる又は所定の位
置へ横に移動されることができる。
図7に示すように、ルツボ8を熱源中に置くためラム2
2に伸ばし、それによってガラス−セラミック材料7を
溶融することができる。この溶融が行われると、ラム2
2を引き出し、可動アーム38を、図7bに示されるよ
うな所定の位置へ移す。この位置において、図2〜6に
示されるような形成手順を完了する。
ツボ8を手動か又は自動手段のいずれかでセラミックベ
ース21上の所定の位置に置くことができるということ
を理解する。
は、図2〜10に示し、本明細書で上記した装置を使用
して実施することができる。加えて、コネチカット州 W
allingford の Jeneric/Pentron によって商標 AUTOPRE
SS(商標)Plusの下で販売されている市販のプレス機を
使用してもよい。このシステムは、変形可能なツルボを
使用しない。
〜約8バールの真空下でプレスすることが好ましく、好
ましい真空は7バールである。
形成を示す。実質的に完全な歯科修復物の形成に有用で
あることに加えて、本発明の組成物及び方法はコーピン
グを形成するために使用することができ、そのコーピン
グの上に磁器材料を施与して歯科修復物を改造しそして
色直しすることができる。
広く利用されている。これらのコーピングは磁器材料の
層で被覆されており、この磁器材料の層は、メタルベー
ス及び磁器の外側部分からなる複合歯科修復物を形成す
るためにメタルコーピングへ施与される。複合構造は、
メタルコーピングが得られた歯科修復物の強度を著しく
増加するという点で有利である。メタルコーピングは、
くすんでいて、天然の歯の色と対称をなす色を有してお
り、更に、ある場合には毒性の問題をも有しているとい
う点で不利である。本発明を使用して全部がガラス−セ
ラミックの歯科修復物を形成することが、コーピングが
天然の歯と実質的に同じ色であり、特に、歯科修復物の
外側部分を形成する磁器と同じ色であるという点で有利
である。更に、全部がセラミックでできた構造は、ある
金属にアレルギ−である患者に対して生じる問題を排除
されるという点において有利である。この方法におい
て、際だった強度及び審美的特性のクラウン及びブリッ
ジが達成される。際だった審美的特性は、これらのガラ
ス−セラミックコーピングをベースとして使用すること
ができるという事実から生じ、そのベースの上には、種
々の異なった磁器を、最も繊細な着色及び審美的特性を
達成するために焼成することができる。
ス材料及びガラス−セラミック材料の両方を用いること
ができる。本発明によって使用できるガラス−セラミッ
ク組成物の好適なものを表I〜表IVbに掲げる。表I〜
表IVbに掲げる成分の全てについて、重量パーセントで
示している。
ラミック材料も利用することができる。表I〜表IVbに
示すように、本発明に使用するための好適なガラス−セ
ラミック材料はリチウム二ケイ酸ガラス−セラミック材
料である。これらの材料において、Li2O2(Si
O2)は熱処理したガラスセラミック材料の結晶相を構
成する。リチウム二ケイ酸ガラス−セラミック材料は、
それが無毒性であり、熱衝撃に対して抵抗性を示し、強
度に優れ、耐食性であり、また人間の色に近似し、かつ
半透明で審美的に快い歯科修復物を生ずることから、本
発明に使用するのに、特に適当である。更に、リチウム
二ケイ酸ガラス−セラミック材料は、適切な熱処理中に
スランプ又は垂れを起こさないという条件で、それらが
熱処理中に構造団結性を維持する点で有利である。
二ケイ酸ガラス−セラミック材料は1993年6月15
日に発行された米国特許第5,219,799号に記載
されている。
には核剤としてP2O5を用いることができる。他の核剤
としては、TiO2及びZrO2がある。
成物は、表Iに示すとおりである。表I及び本明細書の
他の表における百分率は重量パーセントで示してある。
セラミック組成物を表IIに示す。特に、表IIの組成物
は、本発明の歯科修復物を改変し、濃淡を加減し又は艶
出しするのに使用することができる高溶融点又は低溶融
点磁器のいずれかと共に用いることができる。
き、又は艶出しできる歯科修復物を形成することが望ま
しい。本願の目的のために、低溶融点磁器は、約700
℃の温度で溶融する磁器と定義する。
ラス−セラミック組成物は表IIIに示すとおりである。
ミック組成物は表IV、IVa及びIVbに示すとおりである。
は、歯科修復物の細部をできるだけ詳細に形成するた
め、型の中に容易に流入するガラスセラミック組成物を
有することが望ましい。この事実は、使用される成形法
にかかわらず当てはまる。
ミック相のいずれかで歯科修復物中にプレスすることが
できる。プレスをガラス相で実施する場合、得られる歯
科修復物を次に熱処理して、構造をガラスセラミック相
に転換する。
セラミックとしてプレスすることが望ましい。本発明の
組成物をガラスセラミックとして複雑な形状の歯科修復
物にプレス又は射出する能力は、約15〜60容量%の
範囲の残留ガラスの存在によって促進される。この残留
ガラスは、リチウム二ケイ酸塩結晶相のマトリックスと
して働く。
ためには、組成物がガラスセラミック相にあるとき、ガ
ラスセラミックのペレット又はボタンを約850℃〜9
50℃の温度に予熱する。もっとも好ましい予熱温度は
930℃未満である。
組成物に比較してガラスセラミックとしてのその流動性
を増すため、従来技術にしたがって改質されている。表
III及びIVの組成物を表IVa及びIVbの組成物と比較する
と、後者の表において、これらの表の組成がB2O3を含
むことが見てとれる。表IVa及びIVbの組成において、B
2O3は、ガラスセラミックのガラス相のガラス改質剤と
して働く。これに関連して、B2O3は、ガラスマトリッ
クスを軟化させ、その流動性を増し、それにより、成形
法における結晶相の流動を支援する。このB2O3の公知
の性質が、本発明にしたがって使用するための優れたガ
ラスセラミックを生む。
動を促進するためにガラスマトリックスを軟化させるた
めに使用することができる、歯科環境で安全であるさら
に別の酸化物である。
トリックスを軟化させ、結晶流動を支援するLi2Oを
含む。本発明の組成物は、ガラスマトリックスの軟化剤
として同様に働くことができる実質的な量のLi2Oを
含む。本発明の組成物においては、Li2Oがすべて結
晶相の形成に使用されるため、Li2Oはガラスマトリ
ックスを軟化させないと考えられる。
(軟化させ)、低い熱膨張及び高い耐薬品性を有するガ
ラスを作り出すという事実は、Clarence L. Babcockに
よるSILICATE GLASS TECHNOLOGY METHODS(John Wiley
& Sons 1977)の23頁で論じられている。
度を下げ、それによりガラスを軟化させるように働くと
いう上記意見に関連しては、Samuel R. ScholesによるM
ODERN GLASS RACTICE(Industrial Publications, Inc.
1952)の17頁を参照すること。
に、従来技術では、ナトリウム及びカリウムの酸化物が
ガラス改質剤として作用し、それにより、ガラスセラミ
ックの成形の際に結晶流動を支援することが公知であ
る。これに関して、表III及びIVの組成を表IVa及びIVb
の組成と比較すると、表IVa及びIVbの組成におけるNa
2O及びK2Oの割合が、表III及びIVの組成に比べて増
大していることが見てとれる。同じく公知の手順にした
がって、Na2O及びK2Oの濃度におけるこの増大がガ
ラスマトリックスを軟化させ、それにより、結晶相の流
動性を支援する。
改質剤により、結晶相の流動性を支援するようなふうに
変化する。上記で論じたもの以外のガラス改質剤を使用
してもよいことは当業者によって理解されよう。
物の一般的な範囲に関して、表IVa及びIVbで定義するガ
ラス−セラミック組成物が好ましい。
好ましいガラス−セラミック組成物は、表IVbの組成2
1〜24によって定義されるガラス−セラミック組成物
である。
−セラミック組成物は、以下の点で従来技術よりも特に
有利である。 (1)従来技術のガラス−セラミック組成物よりも強度
がある。 (2)Tb4O7及び酸化セリウムを含むこれらの組成物
は、紫外線で蛍光性である。 (3)これらのガラス−セラミック組成物の多くの膨張
率は、既存の変質性磁器材料の膨張率と適合性である。 (4)従来技術の温度よりも高い温度で構造団結性を保
持し、それにより、高めの温度での変質を可能にする。
は、まず、望む特定のガラス−セラミックの成分のマス
タバッチを調製することによって形成される。このバッ
チを使用して均質なガラスセラミックを形成し、それ
を、冷ましたのち、粉末に磨砕する。次いで、この粉末
の一部を溶融又は焼結させて、所望の大きさ及び重さの
ボタンを形成する。これらの焼結ボタンに関して、出願
人は、固形の非焼結ボタンから形成される歯科修復物が
焼結ボタンから形成されるものよりも強度があるという
ことを見いだした。これらのボタンは、公知の従来技術
の手法による従来の三次元磨砕法によって磨砕して歯科
修復物にすることができるブロックの形状を帯びること
ができる。
ラミック歯科修復物の所望の着色を達成するため、着色
酸化物をガラス−セラミック材料に加えてもよい。
用することができるガラス−セラミック組成物に使用す
るのに適した着色酸化物は、SnO2、MnO、Ce
O、FeO2、Ni2O、V2O、Cr2O3、TiO2など
である。これらの着色酸化物は、単独で使用することも
できるし、組み合わせて使用することもできる。
−セラミック組成物は、蛍光剤及び不透明剤を含むこと
ができる。本発明の方法にしたがってガラス−セラミッ
ク修復物を形成したのち、得られた歯科修復物を熱処理
して歯科修復物中に結晶を形成させる。この結晶形成は
一般に熱処理と呼ばれ、歯科修復物の物理的及び美観的
性質を高める。表I〜IVbのガラス−セラミック組成物
とで使用するのに適した熱処理シーケンスは、以下の表
Vに示すとおりである。
物の場合、最良の核形成温度は、ガラス−セラミックの
上限アニール温度よりも約25〜50℃上である。ま
た、上限アニール温度のすぐ上から約50℃以上までの
温度の緩やかな上昇が、最大の核形成を達成する際に最
良の結果を生むことがわかった。また、結晶化を起こす
ためには、その後、温度をより高温まで上昇させなけれ
ばならないことは周知である。この温度は、使用される
特定のガラス−セラミック材料の組成に依存する。
るか、過って制御されるならば、歯科修復物は、スラン
プ又は変形を起こすかもしれない。熱処理工程中に歯科
修復物がその構造団結性を維持するためには、具体的な
ガラス−セラミック材料ごとに最適な熱処理手順を開発
すべきであることが当業者によって理解されよう。
は、結晶相で、ガラス−セラミック材料が、ガラスマト
リックス中に均一に分散した多数の微細結晶を含むよう
なものである。結晶相が非常に微細であり、均一に分散
しているとき、最大強度の歯科修復物が得られることが
わかった。さらに、微細結晶構造は、半透明な歯科修復
物を生む傾向を有する。
科修復物を、それが埋没材から取り出され、スプルーが
切り離されたのち、熱処理してもよいことが自明であ
る。
修復物がまだ埋没状態にある間に歯科修復物の熱処理を
実施してもよい。すなわち、歯科修復物がまだ埋没材に
包含されている間に熱処理を実施することができる。
は、熱処理の前に、それが形成された埋没材から取り出
し、仕上げるか、部分的に仕上げることができる。そし
て、熱処理するために、材料を再び埋没材に埋没させる
と、それが熱処理工程を促進する。再埋没ののち、上記
手順にしたがって熱処理を実施する。
科修復物の収縮が、なくならないにしても、最小限に抑
えられる。
修復物の収縮が起こる。この収縮は、3%に及ぶことも
ある。当然、この収縮は、歯科修復物を患者の口に戻す
ときの適合性に悪影響を及ぼすため、望ましくない。
と膨張して大きめの型キャビティを作り出す埋没材にワ
ックス型を埋没させることが本発明の範囲に入る。この
大きめの型キャビティは当然、大きめの歯科修復物を作
り出す。そして、熱処理工程でこの大きめの歯科修復物
を正しい大きさに収縮させる。
理工程で約3%収縮するため、硬化すると3%膨張する
埋没材に最初のワックス型を埋没させることができる。
この手法を使用すると、3%大きめの歯科修復物が得ら
れる。そして、この大きめの歯科修復物を熱処理する
と、約3%収縮して、正しい大きさの歯科修復物が完成
する。
材から取り出したのち熱処理するのならば、硬化及び加
熱によって約3%膨張する埋没材を使用しなければなら
ない。金属とで使用しうる埋没材は、約1.75%しか
膨張しないため、本発明で使用するのには特に適しては
いない。硬化及び加熱によって約3%膨張し、ひいては
この種の工程を可能にする埋没材は、ケンタッキー州Lo
uisvilleのWhipmix Corporationによって製造され、GIJ
M2-23-94;1の指定の下で販売されている。
で使用するのに好ましい熱処理方法は、表Vに示すとお
りである。
に仕上げてもよい。この仕上げは、正確な形状、所望の
色合い、陰影を達成するため、歯科修復物を1種以上の
磁器で改質する工程を含むことができる。表I〜IVbの
ガラス−セラミック材料の場合、改質磁器材料のCTE
は、ガラス−セラミック材料のCTEよりもわずかに高
い又は低いことが望ましい。CTEを計測するこの方法
は、本明細書中、以下の実施例の記載で規定する。
分である。ルツボ8は、その好ましい実施態様で、円形
のベースを有し、そのため、ほぼ円筒形である。しか
し、本発明のルツボが円形以外の形状を有してもよいこ
とが当業者に理解されよう。
ム、酸化ジルコニウム、酸化マグネシウムのような成分
とホウケイ酸ガラス、ソーダ石灰ガラス、ボトルガラ
ス、窓ガラスなどのようなガラス、粘土又はルツボ製造
の当業者がガラス−セラミック材料とで使用するのに適
したルツボを形成するために使用するかもしれない他の
材料との粒状混合物を焼結させることによって形成され
る。本発明の広い概念において、ガラス−セラミック材
料が約log3〜log4Pの作業範囲にある温度にお
いてルツボが約log5〜log7Pの粘度を有するよ
うな材料の混合物のルツボを形成する。
プ注型法によって形成される。スリップ注型法によるル
ツボの形成は、当業者には周知であり、以下の実施例で
さらに詳細に説明する。
ボを形成するために使用される組成物は、多様な材料を
利用することができる。多くのガラスを本発明に有用で
あるルツボを形成するために使用することができるが、
重金属、たとえば鉛、カドニウムなどを含有するガラス
は、それらの毒性のため、使用すべきではない。
代替方法は、粉状プレスしたのち焼結させることによる
方法である。
それが所望の温度、すなわちガラス−セラミックの作業
温度の約log3〜log4Pで熱−圧変形可能になる
ような物質を含む。本発明で使用されるルツボの熱−圧
変形性は、その中に含まれるガラス−セラミック材料の
作業温度で剛性であるように設計されている従来技術の
ルツボとは対照的である。
は、型に対する変形したルツボのシールが強化されてい
る。図示する構造では、型64は、ルツボ8をシールす
るとき当てることができる垂直壁68及び70を有する
円形の凹み66を含む。型65の垂直壁72及び74
は、複数の環状溝76をさらに含むことができる。図1
0でさらに示すように、型65に対するルツボ8のシー
ルは、変形過程でルツボ8の上端が環状溝76に流れ込
むことによって強化される。
例は本発明を限定するものではない。
成した。これら実施例で、歯のワックス型を作成した。
このワックス型にスプルー(湯道)を取り付けた。この
スプルー付きワックス型を埋没リングの中に置いた。埋
没材を、90グラムのカーサーモベスト(Kerr Thermov
est)と2部のサーモベスト液と1部の水の混合物の1
7ミリリットルを混合する事によって作成した。得られ
た混合物を均一な粘調度に混合した。この混合した埋没
材を埋没材リングの中とワックス型の周りに振動しなが
らいれた。型を一夜乾燥しそして硬化した。埋没材リン
グを室温で燃焼炉に置き、そして温度を600℃に上げ
て、そこでワックス型を埋没材から燃焼除去した。
プ注型法で作成した。この工程中、パリ型(paris mol
d)の雌石膏を、1247.4グラムのパリの石膏(pla
sterof paris)を946ミリリットルの水と均一の粘調
度になるまで混合して作成した。得られた型を36時間
で硬化した。粒状ルツボ成形材料のスラリーを、実施例
中で同定するように、パリ型の予め成形した石膏中に置
いた。素地ルツボを型から取り出し、1100℃で15
分間炉中で焼成してルツボを焼結し、より耐久性のある
硬化物の形とした。
は、粒状材料の1ポンドを160ミリリットルの水と混
合する事によって作成した。
ボ成形物スラリーはパリ型の石膏中で凝集する。所定の
ルツボ壁厚さが得られたとき、スラリーの残部は型から
溢れて、素地ルツボ構造が得られ、これは乾燥される。
膨張率(CTE)は室温から250℃まで測定され、×
10-7/℃の単位で報告されている。
測定され、0〜5の値が与えられた。ここで0は完全に
透明であると見なされ、そして5は不透明と見なされ
た。
料を型に注入する目的の下記列挙された実施例中では、
50PSIの圧力が使用された実施例26及び27を除い
て、30PSIの圧力が使用された。
参照熱処理シーケンスは上記表IVに従った。
及び熱膨張(CTE)を測定するためのガラス−セラミ
ック試験ロッドはカラータブテスト試料(colortab tes
t sample)に沿って作られた。これら試験ロッド及びカ
ラータブ試料は表VIの熱処理工程に掛けられ、此処でガ
ラスはその場でガラス−セラミックに結晶化した。試験
ロッド試料は0.120″×1.25″であった。各実
施例は各ガラス−セラミックの外観及びガラス−セラミ
ックによって示される各種の性質、例えば×10-7/℃
換算で報告される線形熱膨張率(CTE)、従来技術の
測定方法にしたがって測定されるKSI(平方インチ当
たり千ポンド)換算の破裂モジュラス(MOR)、を記
録している。KSIはメートル法相当単位MPaに、K
SIを0.145で割る事によって、変換できる。
である。 a.サーモベスト及びサーモベスト液:ロムラス、ミシ
ガン州所在の Kerr Manufacturing Co.で販売されてい
る。 b.3I溶融シリカ:ピッツバーグ、ペンシベニア州所
在の Indresco Inc.のHarbison Walker Refactories 部
門で販売されている。 c.SP921 TF(ボロシリケートガラス):オー
ルズマー、フロリダ州所在の Specialty Glass Inc.で
販売され、重量%で下記組成を有する。
みが以下の手順にしたがって行なわれた。型は上述の手
順で調製された。
3I溶融シリカ363.2グラム中SP921TFガラ
ス90.9グラムを水160mlに混合することによって
上述の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の後、
ルツボを1100℃で焼結した。重さが6グラムである
ガラスボタンをそれからルツボ中に置き650℃に予熱
した。
は表IVの組成#1に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。ルツボ
は亀裂が入り、そのため、歯科修復物は形成されなかっ
た。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
SP921TFガラス136.2グラム及び3I溶融シ
リカ317.8グラムを水160mlに混合することによ
って上述の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の
後、ルツボを1100℃で焼結した。重さが6グラムで
あるガラスボタンをそれからルツボ中に置き650℃に
予熱した。
は表IVの組成#1に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
KSIのMOR、148のCTE、3.6の半透明性及び
975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
℃において変形し、よくシールしたということが確定さ
れた追加実験が行なわれた。
SP921TFガラス181.6グラム及び3I溶融シ
リカ272.4グラムを水160mlに混合することによ
って上述の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の
後、ルツボを1100℃で焼結した。重さが6グラムで
あるガラスボタンをそれからルツボ中に置き650℃に
予熱した。
ルツボはそれから第7図に示されたものに類似の装置内
に置かれ、10分間1400℃に加熱された。
失いそして型でのシールをもたらすことはできなかっ
た。したがって型工程は行なわれなかった。
SP921TFガラス227グラム及び3I溶融シリカ
227グラムを水160mlに混合することによって上述
の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の後、ルツ
ボを1100℃で焼結した。重さが6グラムであるガラ
スボタンをそれからルツボ中に置き650℃に予熱し
た。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。
め、型とともに有効なシールを形成することはできなか
った。したがって型工程は行なわれなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
SP921TFガラス118グラム及び3I溶融シリカ
336グラムを水160mlに混合することによって上述
の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の後、ルツ
ボを1100℃で焼結した。重さが6グラムであるガラ
スボタンをそれからルツボ中に置き650℃に予熱し
た。
は表IVの組成#1に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
例2で報告されたような物理特性を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。上述のよ
うな組成を有するルツボにて更に実験が行なわれ、ルツ
ボは1375℃で亀裂を生じ、そのため、機能し得なか
ったということが確定された。追加実験は、本実施例の
ルツボが1425℃において変形しシールしたというこ
とを明らかにした。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
SP921TFガラス127.1グラム及び3I溶融シ
リカ336.9グラムを水160mlに混合することによ
って上述の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の
後、ルツボを1100℃で焼結した。重さが6グラムで
あるガラスボタンをそれからルツボ中に置き650℃に
予熱した。
は表IVの組成#1に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
例2に従ったような物理特性を有した。
保ち型のために有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、歯科修復物はその構造団結性を保ちそしてス
ランプや変形を起こさなかった。ルツボが1375及び
1425℃の両方において変形しシールできたであろう
ということが確定された追加実験が本実施例のルツボに
おいて行なわれた。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
SP921TFガラス145.3グラム及び3I溶融シ
リカ308.7グラムを水160mlに混合することによ
って上述の手順で調製された。スリップ注型及び乾燥の
後、ルツボを1100℃で焼結した。重さが6グラムで
あるガラスボタンをそれからルツボ中に置き650℃に
予熱した。
は表IVの組成#1に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
例2に従ったような物理特性を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、歯科修復物はその構造団結性を保ちスランプ
や変形を起こさなかった。本実施例のルツボにおいて追
加実験が行なわれ、ルツボが1375℃において機能し
たということが確定された。しかし1425℃ではルツ
ボはスランプし、そのため、本発明の工程に用いられる
ことができなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#2に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
た明確さと46.7KSIのMOR、138のCTE、
2.75の半透明性及び975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#3に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
確さと43KSIのMOR、141のCTE、3.0の半
透明性及び975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#4に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
確さと48KSIのMOR、133のCTE、2.5の半
透明性及び975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#5に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
確さと42KSIのMOR、140のCTE、2.75の
半透明性及び975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び組成にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#6に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
確さと41.5KSIのMOR、162のCTE、4.0
の半透明性及び950℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
成#7に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
確さと53.5KSIのMOR、136のCTE、4.0
の半透明性及び975℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
ツプライ社(Densply Corporation)によって販売され
上述されたようなDI−CORであった。DI−COR
はフルオロ−マイカガラス−セラミックであるものと考
えられる。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
理された。
が、得られた歯科修復物は熱処理工程の間収縮の結果と
して亀裂を生じた。この亀裂は形成埋没材が熱処理シー
ケンスにおける使用には好ましくなかったという事実に
帰着すると考えられる。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例2に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
成は以下のとおりである。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1400℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
ーから切り離された埋没材から取り出された。
た明確さと4.0KSIのMOR、56.0のCTE、0
の半透明性を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。用いられた材
料はガラスだったので、得られた歯科修復物は熱処理さ
れなかった。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#8に従う。溶融後、実験サンプルが上述の
手順にしたがって調製された。得られた実験サンプルは
30KSIのMOR、157のCTE、40の半透明性及
び925℃の軟化温度を有した。
したがって組成物は歯科修復物の調製における使用のた
めの材料としては好ましくないように思われ、したがっ
て更なる実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかっ
た。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#9に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは24KSIの
MOR、145のCTE、及び975℃の軟化温度を有
した。
ガラス−セラミックは溶融し成形されるのが難しかった
ので組成物は歯科修復物の調製における使用のための材
料としては好ましくないように思われ、したがって更な
る実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかった。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#10に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは41.4KS
IのMOR、129のCTE、2.5の半透明性及び9
75℃の軟化温度を有した。
を有したので組成物は歯科修復物の調製における使用の
ための材料としてはおそらく好ましくなく、したがって
更なる実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかっ
た。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#11に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは35KSIの
MOR、80のCTE、3.5の半透明性及び975℃
の軟化温度を有した。
組成物は歯科修復物の調製における使用のための材料と
しては好ましくないように思われ、したがって更なる実
験は行なわれず歯科修復物は形成されなかった。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#12に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは31KSIの
MOR、127のCTE、及び2.5の半透明性を有し
た。
でしたがって組成物は歯科修復物の調製における使用の
ための材料としてはおそらく好ましくなく、したがって
更なる実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかっ
た。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#13に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは32KSIの
MOR、256のCTE、及び5の半透明性を有した。
で組成物は歯科修復物の調製における使用のための材料
としては好ましくないように思われ、したがって更なる
実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかった。
製され熱処理された。ガラス−セラミック材料の組成は
表IVの組成#14に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは13KSIの
MOR、126のCTE、及び4.5の半透明性を有し
た。
を有したので組成物は歯科修復物の調製における使用の
ための材料としては好ましくないように思われ、したが
って更なる実験は行なわれず歯科修復物は形成されなか
った。
製され高められた。ガラス−セラミック材料の組成は表
IVの組成#15に従う。
がって調製された。得られた実験サンプルは5.0の半
透明性を有した。
たので組成物は歯科修復物の調製における使用のための
材料としては好ましくないように思われ、したがって更
なる実験は行なわれず歯科修復物は形成されなかった。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び組成にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#16に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1425℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
た明確さと35KSIのMOR、148のCTE、3.5
の半透明性及び950℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
にウィプミックスGTJM2−23−94(Whipmix GT
JM 2-23-94)であった。埋没材は約3%の膨脹割合を有
していた。この膨脹割合の結果として、得られた歯科修
復物は優れた適合を有していた。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び組成にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#17に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1425℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
れた。
確さと40KSIのMOR、138のCTE、3.5の半
透明性及び950℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
vest)であり熱処理後除去され、得られた歯科修復物は
優れた適合を有していた。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置いた。
は表IVの組成#18に従う。
から第7a図及び第7b図に示されたものに類似の装置
内に置かれ、10分間1425℃に加熱された。それか
らラムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたよ
うに一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
確さと47KSIのMOR、4.0の半透明性及び950
℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
にウィプミックスGTJM2−23−94(Whipmix GT
JM 2-23-94)であった。埋没材は約3%の膨脹割合を有
していた。この膨脹割合の結果として、得られた歯科修
復物は優れた適合を有していた。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き、予備加熱は行わなかった。
は表IVの組成#19に従う。
から第7a図及び第7b図に示されたものに類似の装置
内に置かれ、5分間1425℃に加熱された。それから
ラムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたよう
に一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
された埋没材から取り出され熱処理された。
確さと52KSIのMOR、3.5の半透明性及び950
℃の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
にウィプミックスGTJM2−23−94(Whipmix GT
JM 2-23-94)であった。埋没材は約3%の膨脹割合を有
していた。この膨脹割合の結果として、得られた歯科修
復物は優れた適合を有していた。
な工程及びガラスセラミック組成物を表している。これ
らの実施例の得られた歯科修復物は熱処理されたが、実
施例26及び27に関して用いられた熱処理手順は表V
IIIによる。
は、商標セラムコII(Ceramco II)で市販される高溶融
磁器及び商標ファイナルタッチ(Final Touch)で市販
される低溶融磁器で形状と色合いを変更することによっ
て仕上げた。高溶融磁器と低溶融磁器の両方ともよく焼
成し密着した。なおそのうえ、両磁器は歯科修復物が形
成されるところのガラス−セラミックスと両立できる熱
膨脹を有した。
ァイナルタッチ磁器は、ニュージャージー州 Burlingto
n、Six Teri Laneの Ceramco, Inc.によって製造販売さ
れている。
造されたような歯科修復物に関して、これらの修復物は
これらが約50KSIのMOR評価を有したということに
おいて例外的に強いものであるということが留意されな
ければならない。
った実験計画が実施例26及び27のMORを測定する
ために用いられた他の実施例に関して特定されたような
MOR評価と相関しない、ということが留意されなけれ
ばならない。実施例26及び27のためのMORは、ノ
ースカロライナ州 Greensboroの John Chatillon & Son
s, Inc.によって製造される Lloyd InstrumentタイプN
o.TG−18上で実験された。これらの測定は毎分1
mmのクロスヘッド速度で3点ベンディング、スパン1イ
ンチを伴った直径0.125インチの円筒形バーを用い
たI.S.OテストNo.6872にしたがって行なわ
れた。
によって製造された装置の部分で行なわれた。この装置
の部分は上述のロイドインストルメントタイプNo.T
G18のそれらに類似した特徴を有し、同じテストバー
を用いた。一般に、実施例26及び27以外のそれらの
実施例に関するMORは低いようであると言うことがで
きよう。
例の実験計画との間の相関のために表IXを示す。
て調製された。型は上述の手順で調製された。
実施例6に関して上述の手順及び記載にしたがって調製
された。重さが6グラムであるガラスボタンをそれから
ルツボ中に置き650℃に予熱した。
は表IVの組成#10に従う。
材料はそれから第7図に示されたものに類似の装置内に
置かれ、10分間1425℃に加熱された。それからラ
ムが作動され、ルツボは図3〜図6に説明されたように
一般的な手順にしたがって型と接触させられた。
確さと111のCTE、3.5の半透明性及び850℃
の軟化温度を有した。
保ち型とともに有効なシールを形成した。更に、熱処理
工程の間、完成した歯科修復物はその構造団結性を保ち
熱処理の間スランプや変形を起こさなかった。
を調製した。型は、上記手順にしたがって調製した。
は、表IVbの組成21のとおりであった。
ト州 WallingfordのJeneric/Pentronによって販売され
ている AUTOPRESS(商標)Plusプレス機に配置し、85
0℃〜950℃の温度で10分間予熱した。次いで、ラ
ムを起動し、ボタンを型中にプレスした。
し、スプルーから切り離し、歯科用磁器の被着に備え
た。
材料は、10.3±.5×10-6のCTE(25〜50
0℃)及び500±10℃のガラス転移温度T−reを
有していた。
を調製した。型は、上記手順にしたがって調製した。
は、表IVbの組成#22のとおりであった。
ト州 WallingfordのJeneric/Pentronによって販売され
ているbAUTOPRESS(商標)Plusプレス機に配置し、85
0℃〜950℃の温度で10分間予熱した。次いで、ラ
ムを起動し、ボタンを型中にプレスした。
し、スプルーから切り離し、歯科用磁器の被着に備え
た。
材料は、10.6±.5×10-6のCTE(25〜50
0℃)及び500±10℃のガラス転移温度T−reを
有していた。
を調製した。型は、上記手順にしたがって調製した。
は、表IVbの組成#23のとおりであった。
ト州 WallingfordのJeneric/Pentronによって販売され
ている AUTOPRESS(登録商標)Plusプレス機に配置し、
850℃〜950℃の温度で10分間予熱した。次い
で、ラムを起動し、ボタンを型中にプレスした。
し、スプルーから切り離した。
材料は、10.4±.5×10-6のCTE(25〜50
0℃)及び500±10℃のガラス転移温度T−re、
ISO6872に準じて315±24MPaの3点曲げ強
さ、ISO9693に準じて60ng/cm°の溶解度及び
ISO6872に準じて73ng/cm°の溶解度を有して
いた。
を調製した。型は、上記手順にしたがって調製した。
は、表IVbの組成#24のとおりであった。
ト州 WallingfordのJeneric/Pentronによって販売され
ている AUTOPRESS(登録商標)Plusプレス機に配置し、
約930℃の温度で10分間予熱した。次いで、ラムを
起動し、ボタンを型中にプレスした。
し、スプルーから切り離した。
材料は、10.3±.5×10-6のCTE(25〜50
0℃)及び500±10℃のガラス転移温度T−re、
ISO6872に準じて300±30MPaの3点曲げ強
さ、ISO9693に準じて100ng/cm°未満の溶解
度及びISO6872に準じて100ng/cm°未満の溶
解度を有していた。
及び組成パラメーターを変更することができ、装置の構
成を変更することができるため、本発明は、図1〜10
図及び実施例1〜32に示し、説明する実施態様に限定
されないということが理解されなければならない。
ことができるため、上記説明及び図面は例を示すに過ぎ
ない。本発明の範囲は、請求の範囲のみによって限定さ
れる。
ーチャートである。
面図を示す。
示す。
断面構造を示す。
ィ中への溶融ガラス−セラミックの射出を説明する断面
構造を示す。
9の型を示す。
Claims (14)
- 【請求項1】 熱処理中に変形しないガラスセラミック
材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) Li2O 8〜15 Al2O3 1.5〜5.0 SiO2 60〜80 P2O5 1.5〜5.0 着色酸化物 5以下 蛍光剤+顔料+不透明剤 5以下 ガラス改質剤 残り を含む歯科修復物。 - 【請求項2】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) Li2O 8〜15 Al2O3 1.5〜5.0 SiO2 60〜80 P2O5 1.5〜5.0 Na2O 2以下 K2O 2以下 ZrO2 3以下 CaO 1以下 BaO+SrO+La2O3 12以下 着色酸化物 5以下 蛍光剤+顔料+不透明剤 5以下 を含む歯科修復物。 - 【請求項3】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) Li2O 14〜15 Al2O3 4.5〜5.0 SiO2 67〜71 Na2O 1〜2 K2O 1.5〜3.5 P2O5 3〜4 B2O3 0〜2 CaO 0〜1.25 BaO 1.25〜3 Tb4O7 0〜1 CeO2 0〜1 CaO 0〜1.25 を含む歯科修復物。 - 【請求項4】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) SiO2 約70.6 Al2O3 約4.8 Li2O 約14.7 P2O5 約3.6 CaO 約0.5 K2O 約2.0 Na2O 約1.4 BaO 約1.4 B2O3 約0.9 を含む歯科修復物。 - 【請求項5】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) SiO2 約68.7 Al2O3 約4.8 Li2O 約14.4 P2O5 約3.3 CaO 約1.0 K2O 約2.0 Na2O 約1.5 BaO 約2.8 Tb4O7 約0.7 CeO2 約0.7 を含む歯科修復物。 - 【請求項6】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) SiO2 約68.8 Al2O3 約4.8 Li2O 約14.5 P2O5 約3.3 CaO 約1.0 K2O 約2.0 Na2O 約1.5 BaO 約2.8 B2O3 約1.3 を含む歯科修復物。 - 【請求項7】 熱処理中に変形しないガラス−セラミッ
ク材料から形成される歯科修復物であって、以下の組成
(重量%) SiO2 約68.8 Al2O3 約4.8 Li2O 約14.4 P2O5 約3.3 CaO 約1.0 K2O 約2.0 Na2O 約1.4 BaO 約2.8 を含む歯科修復物。 - 【請求項8】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物に
被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに改
質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項1記載の歯科修復
物。 - 【請求項9】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物に
被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに改
質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項2記載の歯科修復
物。 - 【請求項10】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物
に被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに
改質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項3記載の歯科修復
物。 - 【請求項11】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物
に被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに
改質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項4記載の歯科修復
物。 - 【請求項12】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物
に被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに
改質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項5記載の歯科修復
物。 - 【請求項13】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物
に被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに
改質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料のCTEよ
りもわずかに高い又は低い、請求項6記載の歯科修復
物。 - 【請求項14】 1以上の磁器材料の層を該歯科修復物
に被着させ、該磁器層を溶融させることによってさらに
改質されており、 該磁器材料のCTEがガラスセラミック材料よりもわず
かに高い又は低い、請求項7記載の歯科修復物。
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US09/779465 | 2001-02-09 | ||
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