JPH0637376B2 - 歯科用耐火模型材 - Google Patents
歯科用耐火模型材Info
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- JPH0637376B2 JPH0637376B2 JP62289604A JP28960487A JPH0637376B2 JP H0637376 B2 JPH0637376 B2 JP H0637376B2 JP 62289604 A JP62289604 A JP 62289604A JP 28960487 A JP28960487 A JP 28960487A JP H0637376 B2 JPH0637376 B2 JP H0637376B2
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- JP
- Japan
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- model material
- dental
- porcelain
- heating
- refractory model
- Prior art date
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-
- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C04—CEMENTS; CONCRETE; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES
- C04B—LIME, MAGNESIA; SLAG; CEMENTS; COMPOSITIONS THEREOF, e.g. MORTARS, CONCRETE OR LIKE BUILDING MATERIALS; ARTIFICIAL STONE; CERAMICS; REFRACTORIES; TREATMENT OF NATURAL STONE
- C04B35/00—Shaped ceramic products characterised by their composition; Ceramics compositions; Processing powders of inorganic compounds preparatory to the manufacturing of ceramic products
- C04B35/01—Shaped ceramic products characterised by their composition; Ceramics compositions; Processing powders of inorganic compounds preparatory to the manufacturing of ceramic products based on oxide ceramics
- C04B35/16—Shaped ceramic products characterised by their composition; Ceramics compositions; Processing powders of inorganic compounds preparatory to the manufacturing of ceramic products based on oxide ceramics based on silicates other than clay
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- Materials Engineering (AREA)
- Structural Engineering (AREA)
- Organic Chemistry (AREA)
- Dental Preparations (AREA)
- Compositions Of Oxide Ceramics (AREA)
- Dental Prosthetics (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は築盛法による歯科用ポーセレン修復物作製用耐
火模型材に関するものである。即ち、歯科用印象材を用
いて口腔内で形成歯の印象を採り、そこへ粉末成分をコ
ロイダルシリカ分散液と混和してスラリー泥として流し
込み、硬化させ耐火模型を作製し、この模型上にポーセ
レン微粉末泥を直接築盛し、模型ごとフアーネスなどで
ポーセレンを加熱焼成することにより、ポーセレンラミ
ネートベニア，ポーセレンインレー，アンレー，ポーセ
レンジヤケツトクラウンなどの歯科用ポーセレン修復物
を作製するために用いられる歯科用耐火模型材に関する
ものである。
火模型材に関するものである。即ち、歯科用印象材を用
いて口腔内で形成歯の印象を採り、そこへ粉末成分をコ
ロイダルシリカ分散液と混和してスラリー泥として流し
込み、硬化させ耐火模型を作製し、この模型上にポーセ
レン微粉末泥を直接築盛し、模型ごとフアーネスなどで
ポーセレンを加熱焼成することにより、ポーセレンラミ
ネートベニア，ポーセレンインレー，アンレー，ポーセ
レンジヤケツトクラウンなどの歯科用ポーセレン修復物
を作製するために用いられる歯科用耐火模型材に関する
ものである。
従来のポーセレンラミネートベニアなどの歯科用ポーセ
レン修復物作製用の耐火模型材としては、リン酸塩系、
石膏系の耐火模型材が用いられて来た。その結合材成分
は可溶性リン酸塩と酸化マグネシウム、或いは石膏が、
また骨材成分としては結晶性石英、クリストバライトが
使用されて来ている。リン酸塩系耐火模型材の場合、液
成分としてはコロイダルシリカ分散液が使用されてい
る。
レン修復物作製用の耐火模型材としては、リン酸塩系、
石膏系の耐火模型材が用いられて来た。その結合材成分
は可溶性リン酸塩と酸化マグネシウム、或いは石膏が、
また骨材成分としては結晶性石英、クリストバライトが
使用されて来ている。リン酸塩系耐火模型材の場合、液
成分としてはコロイダルシリカ分散液が使用されてい
る。
しかし、之等従来の耐火模型材は、欠点として 骨材主成分として含まれる結晶性石英は573 ℃付近
で、クリストバライト200〜300℃付近で、結晶転移によ
る急激な体積変化が起こる。従つて従来の耐火模型材は
結晶性石英、クリストバライトの急激な熱膨張の変化を
コントロールすることが出来ない為繰り返し焼成を行な
うと、模型中にヒビ割れなどの亀裂が発生する問題点が
指摘されて来た。
で、クリストバライト200〜300℃付近で、結晶転移によ
る急激な体積変化が起こる。従つて従来の耐火模型材は
結晶性石英、クリストバライトの急激な熱膨張の変化を
コントロールすることが出来ない為繰り返し焼成を行な
うと、模型中にヒビ割れなどの亀裂が発生する問題点が
指摘されて来た。
また耐火模型材の急激な体積変化により、築盛したポ
ーセレンは焼成中に歪みを生じ、ポーセレン中にクラツ
クが生じる。
ーセレンは焼成中に歪みを生じ、ポーセレン中にクラツ
クが生じる。
従来の耐火模型材では、骨材主成分の結晶性石英、ク
リストバライトの混合比率を変化させても加熱変化率の
変化幅は僅かであり、種々の加熱変化率を有する市販の
歯科用ポーセレンに適応することは難しい。
リストバライトの混合比率を変化させても加熱変化率の
変化幅は僅かであり、種々の加熱変化率を有する市販の
歯科用ポーセレンに適応することは難しい。
模型を作製し、印象材から撤去する場合、耐火模型材
の生強度が低く、破折する恐れがある。
の生強度が低く、破折する恐れがある。
また空焼き後の強度が低くポーセレン微粉末泥を築盛
時コンデンスを行なう場合、コンデンス用器具により模
型表面に傷が出来易く、また模型材としての耐久性が不
足している。
時コンデンスを行なう場合、コンデンス用器具により模
型表面に傷が出来易く、また模型材としての耐久性が不
足している。
印象面に面荒れを生じ易く、滑沢な模型面が得られな
い場合があり、精密な技工操作が出来難いなどがある。
い場合があり、精密な技工操作が出来難いなどがある。
本発明の歯科用耐火模型材は、従来から存在している耐
火模型材の持つ上記の欠点を解消させ、骨材成分の結晶
転移による体積変化による急激な加熱変化を低減させ、
使用するポーセレンの加熱変化曲線に近似した加熱変化
曲線を持ち、繰り返し焼成時にクラツクが入ることが殆
んど無く、しかも、生強度、空焼き後の強度も高く、破
折・擦傷の生じ難い歯科用耐火模型を提供するものであ
る。之により、ポーセレンラミネートベニア、ポーセレ
ンインレー、アンレー、ポーセレンジヤケツトクラウン
などの歯科用ポーセレン修復物作製時にクラツク発生な
どの失敗が無く、快適な技工操作を行なうことが出来る
ものである。
火模型材の持つ上記の欠点を解消させ、骨材成分の結晶
転移による体積変化による急激な加熱変化を低減させ、
使用するポーセレンの加熱変化曲線に近似した加熱変化
曲線を持ち、繰り返し焼成時にクラツクが入ることが殆
んど無く、しかも、生強度、空焼き後の強度も高く、破
折・擦傷の生じ難い歯科用耐火模型を提供するものであ
る。之により、ポーセレンラミネートベニア、ポーセレ
ンインレー、アンレー、ポーセレンジヤケツトクラウン
などの歯科用ポーセレン修復物作製時にクラツク発生な
どの失敗が無く、快適な技工操作を行なうことが出来る
ものである。
即ち、本発明は前記問題点を解決し、目的を達成するた
めに次の如き手段を講じた事を特徴としている。即ち粉
末成分中の骨材成分として加熱による結晶転移による体
積変化を示すことの無い無機物で、従来の耐火模型材の
骨材の主成分である結晶性石英、クリストバライトの一
部或いは全部を置換したものであり、耐火模型材の加熱
時の急激な加熱変化を押え、ほぼ直線的な加熱変化曲線
を示す組成を特徴としている。加熱による結晶転移によ
る体積変化を示すことの無い無機物としては常温より10
00℃まで、好ましくは1200℃まで加熱した場合に、結晶
転移などによる急激な体積変化を示すこと無く、ほぼ直
線的な加熱変化曲線を持つアルミナ，ジルコニア，溶融
石英，ムライト，スピネル，コーデイライトなどの無機
物の１種或いは２種以上が使用される。之等の加熱によ
る結晶転移の体積変化を示さない無機物は、10％未満ま
では結晶性石英、クリストバライトの結晶転移などによ
る急激な体積変化を押えることが出来難く、また90％を
越えると結合材主成分の酸化マグネシウム、可溶性リン
酸塩の混合量が少なくなり強度が低下し実用的でない。
従つて加熱による結晶転移の体積変化を示さない無機物
の含量は10％〜90％に限定される。
めに次の如き手段を講じた事を特徴としている。即ち粉
末成分中の骨材成分として加熱による結晶転移による体
積変化を示すことの無い無機物で、従来の耐火模型材の
骨材の主成分である結晶性石英、クリストバライトの一
部或いは全部を置換したものであり、耐火模型材の加熱
時の急激な加熱変化を押え、ほぼ直線的な加熱変化曲線
を示す組成を特徴としている。加熱による結晶転移によ
る体積変化を示すことの無い無機物としては常温より10
00℃まで、好ましくは1200℃まで加熱した場合に、結晶
転移などによる急激な体積変化を示すこと無く、ほぼ直
線的な加熱変化曲線を持つアルミナ，ジルコニア，溶融
石英，ムライト，スピネル，コーデイライトなどの無機
物の１種或いは２種以上が使用される。之等の加熱によ
る結晶転移の体積変化を示さない無機物は、10％未満ま
では結晶性石英、クリストバライトの結晶転移などによ
る急激な体積変化を押えることが出来難く、また90％を
越えると結合材主成分の酸化マグネシウム、可溶性リン
酸塩の混合量が少なくなり強度が低下し実用的でない。
従つて加熱による結晶転移の体積変化を示さない無機物
の含量は10％〜90％に限定される。
また結合材は歯科用耐火模型材の生強度と空焼き後の強
度を向上させる作用を有しているが、酸化マグネシウム
は５％未満では耐火模型材の生強度が小さく、印象材か
ら撤去する場合破折する恐れがある。また20％を越えて
混合しても生強度、空焼き後の強度が或る一定以上向上
せず、またコストも高くなって来る。従つて酸化マグネ
シウムの含量は５％〜20％に限定される。可溶性リン酸
塩は５％未満では耐火模型材の生強度が小さく、印象材
から撤去する場合破折する恐れがある。また20％を越え
て混合すると空焼き後の焼成収縮量が大きく模型材とし
て実用的でない。従つて可溶性リン酸塩の含量は５％〜
20％に限定される。
度を向上させる作用を有しているが、酸化マグネシウム
は５％未満では耐火模型材の生強度が小さく、印象材か
ら撤去する場合破折する恐れがある。また20％を越えて
混合しても生強度、空焼き後の強度が或る一定以上向上
せず、またコストも高くなって来る。従つて酸化マグネ
シウムの含量は５％〜20％に限定される。可溶性リン酸
塩は５％未満では耐火模型材の生強度が小さく、印象材
から撤去する場合破折する恐れがある。また20％を越え
て混合すると空焼き後の焼成収縮量が大きく模型材とし
て実用的でない。従つて可溶性リン酸塩の含量は５％〜
20％に限定される。
また練和液として使用するコロイダルシリカ分散液は歯
科用耐火模型材の強さを向上させ、硬化膨張を調整し、
空焼き時の焼成収縮を補償する作用を有しているもので
あり、コロイダルシリカ分散液のシリカ濃度を変化させ
ることによつて歯科用耐火模型材の強度及び硬化膨張を
調整することが出来るが、シリカ濃度が10％未満では強
さの向上が少なく、また硬化膨張も小さいので印象材か
ら撤去する場合に破折する恐れがあり、空焼き時の焼成
収縮を補償することが出来ない。そしてシリカ濃度が40
％を越えるとコロイダルシリカ分散液のゲル化現象が優
先的に起こるためか強度が向上せず、またコストも高く
なつてくる。従つてシリカ濃度を最低10％、最高40％と
したが好ましくは20％〜35％である。
科用耐火模型材の強さを向上させ、硬化膨張を調整し、
空焼き時の焼成収縮を補償する作用を有しているもので
あり、コロイダルシリカ分散液のシリカ濃度を変化させ
ることによつて歯科用耐火模型材の強度及び硬化膨張を
調整することが出来るが、シリカ濃度が10％未満では強
さの向上が少なく、また硬化膨張も小さいので印象材か
ら撤去する場合に破折する恐れがあり、空焼き時の焼成
収縮を補償することが出来ない。そしてシリカ濃度が40
％を越えるとコロイダルシリカ分散液のゲル化現象が優
先的に起こるためか強度が向上せず、またコストも高く
なつてくる。従つてシリカ濃度を最低10％、最高40％と
したが好ましくは20％〜35％である。
前記手段より、次の様な作用を呈する。
本発明の耐火模型材に於いては、前記のアルミナ，ジ
ルコニア，溶融石英，ムライト，スピネル，コーデイラ
イト，フオルステライト，ステアタイト，炭化珪素，窒
化珪素，カルシア，酸化チタンなどの無機物を１種或い
は２種以上使用して、従来の耐火模型材の骨材成分であ
る結晶性石英、クリストバライトとの置換量を変化させ
ることにより、結晶性石英、クリストバライトの結晶転
移に起因する体積変化を少なくし、或いは殆んど無くす
ることが出来るので、繰り返し焼成による耐火模型材の
亀裂発生の恐れが無い。
ルコニア，溶融石英，ムライト，スピネル，コーデイラ
イト，フオルステライト，ステアタイト，炭化珪素，窒
化珪素，カルシア，酸化チタンなどの無機物を１種或い
は２種以上使用して、従来の耐火模型材の骨材成分であ
る結晶性石英、クリストバライトとの置換量を変化させ
ることにより、結晶性石英、クリストバライトの結晶転
移に起因する体積変化を少なくし、或いは殆んど無くす
ることが出来るので、繰り返し焼成による耐火模型材の
亀裂発生の恐れが無い。
また耐火模型上でポーセレンを築盛焼成時に、耐火模
型材の急激な体積変化によりポーセレンにクラツクが発
生する恐れが殆んど無い。
型材の急激な体積変化によりポーセレンにクラツクが発
生する恐れが殆んど無い。
空焼き後の耐火模型材の加熱変化率は、主として骨材
となる加熱による結晶転移による体積変化を示すことの
無い無機物の配合比率により任意に可変することが出来
る。更に前記の結晶転移などによる急激な体積変化を示
すことなく無く、ほぼ直線的な加熱変化曲線を持つ無機
物であるアルミナ，ジルコニア，溶融石英，ムライト，
スピネル，コーデイライト，フオルステライト，ステア
タイト，炭化珪素，窒化珪素，カルシア，酸化チタンな
どは夫々加熱変化量が異なる為、之等の無機物の種類を
変えることによつても耐火模型材の加熱変化率を任意に
可変することが出来るので種々の加熱変化率を持つ市販
の歯科用ポーセレンに適応出来る。
となる加熱による結晶転移による体積変化を示すことの
無い無機物の配合比率により任意に可変することが出来
る。更に前記の結晶転移などによる急激な体積変化を示
すことなく無く、ほぼ直線的な加熱変化曲線を持つ無機
物であるアルミナ，ジルコニア，溶融石英，ムライト，
スピネル，コーデイライト，フオルステライト，ステア
タイト，炭化珪素，窒化珪素，カルシア，酸化チタンな
どは夫々加熱変化量が異なる為、之等の無機物の種類を
変えることによつても耐火模型材の加熱変化率を任意に
可変することが出来るので種々の加熱変化率を持つ市販
の歯科用ポーセレンに適応出来る。
前記の無機物の中でもアルミナ、ジルコニアなどは結
晶性石英、クリストバライトより比量が重いので耐火模
型材をスラリー状に混和するときの粉末成分に対する液
成分の混合割合を下げることが出来、それにより模型を
作製し印象材から撤去する場合に耐火模型材の生強度も
向上し、撤去時の破折も無くなる。
晶性石英、クリストバライトより比量が重いので耐火模
型材をスラリー状に混和するときの粉末成分に対する液
成分の混合割合を下げることが出来、それにより模型を
作製し印象材から撤去する場合に耐火模型材の生強度も
向上し、撤去時の破折も無くなる。
また空焼き後の強度も向上しポーセレンの築盛時コン
デンスを行なう場合、コンデンス用器具により模型表面
に傷が出来難く、模型材としての耐久性も向上し、破
折、擦傷の生じ難い耐火模型材となる。
デンスを行なう場合、コンデンス用器具により模型表面
に傷が出来難く、模型材としての耐久性も向上し、破
折、擦傷の生じ難い耐火模型材となる。
前述の粉末成分に対する液成分の混合割合を下げるこ
とにより印象面に面荒れを生じ難く、滑沢な模型面が得
られる様になり精密な技工操作が可能となる。
とにより印象面に面荒れを生じ難く、滑沢な模型面が得
られる様になり精密な技工操作が可能となる。
以下に実施例により本発明を更に具体的に説明する。な
お、斯かる実施例は単なる例示に過ぎず本発明を之等に
限定するものではない。
お、斯かる実施例は単なる例示に過ぎず本発明を之等に
限定するものではない。
各実施例及び比較例に於いて、粉末成分は次表に示す配
合割合で計量でブレンダーに入れ20分間混合した後、10
0メッシュの篩を通過した細粉を利用した。
合割合で計量でブレンダーに入れ20分間混合した後、10
0メッシュの篩を通過した細粉を利用した。
試料作成時の粉末成分に対する液成分の混合割合は、日
本工業規格T 6601［歯科鋳造埋没材］の試験方法に準
じ、温度20〜25℃の室内に於いて、粉末成分100ｇの試
料を混水量を変え、通常歯科で埋没材混和用に用いられ
ている真空練和機を用いて１分間370回の混和速度で60
秒間混和し、ガラス板上の内径28mm、高さ50mmの金属円
筒形の中に混和した耐火模型材泥を充填して混和を開始
してから２分経過後に、型を静かに引き上げて耐火模型
材泥だけを残し、更に１分間経過後、ガラス板上に接す
る部分の直径の最大部と最小部とを測定し、その平均値
が55〜60mmとなつた場合を標準稠度となつたときの混水
量に基づき粉末成分に対する液成分の混合割合を決定し
た。
本工業規格T 6601［歯科鋳造埋没材］の試験方法に準
じ、温度20〜25℃の室内に於いて、粉末成分100ｇの試
料を混水量を変え、通常歯科で埋没材混和用に用いられ
ている真空練和機を用いて１分間370回の混和速度で60
秒間混和し、ガラス板上の内径28mm、高さ50mmの金属円
筒形の中に混和した耐火模型材泥を充填して混和を開始
してから２分経過後に、型を静かに引き上げて耐火模型
材泥だけを残し、更に１分間経過後、ガラス板上に接す
る部分の直径の最大部と最小部とを測定し、その平均値
が55〜60mmとなつた場合を標準稠度となつたときの混水
量に基づき粉末成分に対する液成分の混合割合を決定し
た。
また破砕抗力試験も日本工業規格T 6601の破砕抗力試験
方法に準じ、内径30mm、高さ60mmの金属円筒形の中に標
準稠度に調和した試料を満たし、取扱いに耐える程度に
凝固した後に型より取出して室温に放置し、混和開始時
より24時間経過後に圧縮試験法を用いて圧縮速度１mm／
分で測定し、その値を耐火模型材の生強度とした。
方法に準じ、内径30mm、高さ60mmの金属円筒形の中に標
準稠度に調和した試料を満たし、取扱いに耐える程度に
凝固した後に型より取出して室温に放置し、混和開始時
より24時間経過後に圧縮試験法を用いて圧縮速度１mm／
分で測定し、その値を耐火模型材の生強度とした。
空焼き後の強度に就いても前述の方法と同様の方法で試
料を作り、歯科用電気炉にて700℃より1000℃まで50℃
／分にて昇温させ1000℃で10分間係留し、室温まで放冷
させた後、圧縮試験法にて測定を行なつた。
料を作り、歯科用電気炉にて700℃より1000℃まで50℃
／分にて昇温させ1000℃で10分間係留し、室温まで放冷
させた後、圧縮試験法にて測定を行なつた。
硬化膨張率についても日本工業規格T 6601の凝固膨張試
験に示された金属トレーの内面にろう紙を敷き、その上
に標準稠度に混和した試料を充填し、表面を平らにして
金属はくを用いて50mmの距離に標点を付し、混和を開始
してから２分後に標点距離を測定し更に混和を開始して
から30分後に再び標点距離を測定して元の測定値に対し
ての膨張率を求めた。標点距離の測定は、１／100mm以
上の精度を有する測定機を用いた。
験に示された金属トレーの内面にろう紙を敷き、その上
に標準稠度に混和した試料を充填し、表面を平らにして
金属はくを用いて50mmの距離に標点を付し、混和を開始
してから２分後に標点距離を測定し更に混和を開始して
から30分後に再び標点距離を測定して元の測定値に対し
ての膨張率を求めた。標点距離の測定は、１／100mm以
上の精度を有する測定機を用いた。
加熱変化率に就いても日本工業規格T 6601の熱膨張試験
に準じて内径10mm，高さ50mmの金属円筒形の中に標準稠
度に混和した試料を満たし、取扱いに耐える程度に凝固
した後に型より取出し混和開始時より１時間経過後に試
料を歯科用電気炉にて700℃より1000℃まで50℃／分に
て昇温させ1000℃で10分間係留し、室温まで放冷させた
後に溶融性石英測定装置にて、の温度を３時間を費し
て約1000℃まで上げ各100℃毎に長さの変化を測定して
元の長さに対する変化率を求めた。
に準じて内径10mm，高さ50mmの金属円筒形の中に標準稠
度に混和した試料を満たし、取扱いに耐える程度に凝固
した後に型より取出し混和開始時より１時間経過後に試
料を歯科用電気炉にて700℃より1000℃まで50℃／分に
て昇温させ1000℃で10分間係留し、室温まで放冷させた
後に溶融性石英測定装置にて、の温度を３時間を費し
て約1000℃まで上げ各100℃毎に長さの変化を測定して
元の長さに対する変化率を求めた。
耐火模型材の亀裂発生の有無は破砕抗力試験と同様の方
法で作つた試料を水中に浸漬し試料から泡が出なくなる
まで放置し、歯科用電気炉にて先ず炉口にて充分乾燥さ
せてから700℃より1000℃まで50℃／分にて昇温させ100
0℃で10分間係留し、室温まで放冷することを５回繰返
した後、目視にて耐火模型材の亀裂発生の有無に就いて
評価を行なつた。
法で作つた試料を水中に浸漬し試料から泡が出なくなる
まで放置し、歯科用電気炉にて先ず炉口にて充分乾燥さ
せてから700℃より1000℃まで50℃／分にて昇温させ100
0℃で10分間係留し、室温まで放冷することを５回繰返
した後、目視にて耐火模型材の亀裂発生の有無に就いて
評価を行なつた。
ポーセレンの亀裂発生の有無は破砕抗力試験と同様の方
法で作つた試料を歯科用電気炉にて700 ℃より1000℃ま
で50℃／分にて昇温させ1000℃で10分間係留し、室温ま
で放冷した後、水中に浸漬し試料から泡が出なくなるま
で放置し、その試料側面にポーセレン微粉末泥を縦10m
m，横10mm，厚さ0.2mm位になる様に直接築盛し、歯科用
電気炉にて先ず炉口にて充分乾燥させてから炉内を720
mmHgの真空に保つて700℃より920℃まで50℃／分にて昇
温させ920℃で２分間係留し、室温まで放冷することを
３回繰り返し、目視にてポーセレンの亀裂発生の有無に
就いて評価を行なつた。
法で作つた試料を歯科用電気炉にて700 ℃より1000℃ま
で50℃／分にて昇温させ1000℃で10分間係留し、室温ま
で放冷した後、水中に浸漬し試料から泡が出なくなるま
で放置し、その試料側面にポーセレン微粉末泥を縦10m
m，横10mm，厚さ0.2mm位になる様に直接築盛し、歯科用
電気炉にて先ず炉口にて充分乾燥させてから炉内を720
mmHgの真空に保つて700℃より920℃まで50℃／分にて昇
温させ920℃で２分間係留し、室温まで放冷することを
３回繰り返し、目視にてポーセレンの亀裂発生の有無に
就いて評価を行なつた。
模型面の面の滑沢性に就いては耐火模型材の亀裂発生試
験に用いた試料を接触式表面粗さ測定装置にて10点平均
粗さを測定した。
験に用いた試料を接触式表面粗さ測定装置にて10点平均
粗さを測定した。
実施例１〜13及び比較例１〜６に就いて液成分として使
用するコロイダルシリカ分散液は総べてシリカ濃度を35
％に調整して使用した。その結果を第１表に示す。また
コロイダルシリカ分散液のシリカ濃度を変えたものに就
いてはその結果を第２表に示した。
用するコロイダルシリカ分散液は総べてシリカ濃度を35
％に調整して使用した。その結果を第１表に示す。また
コロイダルシリカ分散液のシリカ濃度を変えたものに就
いてはその結果を第２表に示した。
〔発明の効果〕 表から明らかな如く加熱による結晶転移の体積変化を示
さない無機物を混合していない場合（比較例１，２，
３，４，５）、また置換量が10％未満である場合（比較
例６）では加熱による耐火模型材の急激な体積変化が大
きく模型中にヒビ割れなどの亀裂が発生し、また金属焼
付け用ポーセレン（加熱変化率1.0％）を築盛すると焼
成中に歪みやクラツクを生ずる。加熱変化率が1.0％の
金属焼付け用ポーセレンの加熱変化曲線は第１図の１−
ａに示す通りであり、この金属焼付け用ポーセレンの加
熱変化曲線に類似する耐火模型材の加熱変化曲線は比較
例１に示す組成による加熱変化曲線第１図の１−ｂでも
良いが、結晶性石英、クリストバライトによる加熱変化
が大きく、ポーセレンに亀裂発生が起こるなどのトラブ
ルが発生する。また耐火模型材の生強度、空焼き後の強
度共に低く印象材から撤去する場合に破折したり、ポー
セレン築盛時に耐火模型材に破折擦傷が起こる恐れがあ
る。
さない無機物を混合していない場合（比較例１，２，
３，４，５）、また置換量が10％未満である場合（比較
例６）では加熱による耐火模型材の急激な体積変化が大
きく模型中にヒビ割れなどの亀裂が発生し、また金属焼
付け用ポーセレン（加熱変化率1.0％）を築盛すると焼
成中に歪みやクラツクを生ずる。加熱変化率が1.0％の
金属焼付け用ポーセレンの加熱変化曲線は第１図の１−
ａに示す通りであり、この金属焼付け用ポーセレンの加
熱変化曲線に類似する耐火模型材の加熱変化曲線は比較
例１に示す組成による加熱変化曲線第１図の１−ｂでも
良いが、結晶性石英、クリストバライトによる加熱変化
が大きく、ポーセレンに亀裂発生が起こるなどのトラブ
ルが発生する。また耐火模型材の生強度、空焼き後の強
度共に低く印象材から撤去する場合に破折したり、ポー
セレン築盛時に耐火模型材に破折擦傷が起こる恐れがあ
る。
それに対し、加熱による結晶転移の体積変化を示さない
無機物の置換量が10％〜90％である場合（実施例１，
２，３，４，５，８，９，10，11，12）では加熱による
耐火模型材の急激な体積変化が少なく模型中にヒビ割れ
などの亀裂が発生しなく、また金属焼付け用ポーセレン
を築盛しても焼成中に歪みやクラツクを生じない。実施
例２に示す組成による加熱変化曲線は第２図の２−ｂで
あり、耐火模型材の加熱変化曲線はより直線的になり第
２図の２−ａに示す金属焼付け用ポーセレンの加熱変化
曲線に類似する為、ポーセレンに亀裂発生などのトラブ
ルが起こらない。
無機物の置換量が10％〜90％である場合（実施例１，
２，３，４，５，８，９，10，11，12）では加熱による
耐火模型材の急激な体積変化が少なく模型中にヒビ割れ
などの亀裂が発生しなく、また金属焼付け用ポーセレン
を築盛しても焼成中に歪みやクラツクを生じない。実施
例２に示す組成による加熱変化曲線は第２図の２−ｂで
あり、耐火模型材の加熱変化曲線はより直線的になり第
２図の２−ａに示す金属焼付け用ポーセレンの加熱変化
曲線に類似する為、ポーセレンに亀裂発生などのトラブ
ルが起こらない。
骨材成分を加熱による結晶転移の体積変化を示さない無
機物のみにした場合（実施例６，７，13）では、耐火模
型材の加熱変化率が低下し、また加熱変化曲線もより直
線的になり、低溶ポーセレン（加熱変化率0.6％）に使
用出来る様になつた。骨材成分を全部アルミナで置換し
た配合（実施例６）の加熱変化率は第３図に示す通りで
ある。３−ａは加熱変化率が0.6％の市販の低溶歯科用
ポーセレンの加熱変化曲線を３−ｂは実施例６の加熱変
化曲線を示すものである。実施例６の加熱変化曲線より
も小さい加熱変化率を望む場合には骨材成分を溶融石
英，コーデイライトで置換すると加熱変化率は更に低下
する（実施例７，13）。
機物のみにした場合（実施例６，７，13）では、耐火模
型材の加熱変化率が低下し、また加熱変化曲線もより直
線的になり、低溶ポーセレン（加熱変化率0.6％）に使
用出来る様になつた。骨材成分を全部アルミナで置換し
た配合（実施例６）の加熱変化率は第３図に示す通りで
ある。３−ａは加熱変化率が0.6％の市販の低溶歯科用
ポーセレンの加熱変化曲線を３−ｂは実施例６の加熱変
化曲線を示すものである。実施例６の加熱変化曲線より
も小さい加熱変化率を望む場合には骨材成分を溶融石
英，コーデイライトで置換すると加熱変化率は更に低下
する（実施例７，13）。
また骨材成分の結晶性石英、クリストバライトを加熱に
よる結晶転移の体積変化を示さない無機物で一部或いは
全部置換することにより耐火模型材の生強度、空焼きの
後の強度共に向上し、印象材から撤去する場合破折した
り、ポーセレン築盛時に耐火模型材に破折擦傷の恐れも
なくなり、また表面粗さも向上し、滑沢な模型面が得ら
れることが判る（実施例１，２，３，４，５，６，７，
８，９，10，11，12，13）。
よる結晶転移の体積変化を示さない無機物で一部或いは
全部置換することにより耐火模型材の生強度、空焼きの
後の強度共に向上し、印象材から撤去する場合破折した
り、ポーセレン築盛時に耐火模型材に破折擦傷の恐れも
なくなり、また表面粗さも向上し、滑沢な模型面が得ら
れることが判る（実施例１，２，３，４，５，６，７，
８，９，10，11，12，13）。
以上詳述した如く本発明の歯科用耐火模型材は加熱によ
る結晶転移の体積変化を示さない無機物を１種または２
種以上使用して骨材成分の結晶性石英、クリストバライ
トを置換することにより 繰返し構成を行なつても模型中にヒビ割れなどの亀裂
が発生すること無く、 築盛したポーセレンは焼成中に歪みやクラツクを生ず
ることが無く、 種々の異なつた加熱変化率を持つた市販の歯科用ポー
セレンに適用する様に加熱変化率を調整することが可能
となり 耐火模型材の生焼成が向上し印象材から撤去する場合
破折することが無く 空焼き後の強度も向上し耐久性が向上し破折擦傷の恐
れも無くなり 表面粗さも向上し滑沢な模型面が得られる様になり 精密な技工作業が可能になつた。
る結晶転移の体積変化を示さない無機物を１種または２
種以上使用して骨材成分の結晶性石英、クリストバライ
トを置換することにより 繰返し構成を行なつても模型中にヒビ割れなどの亀裂
が発生すること無く、 築盛したポーセレンは焼成中に歪みやクラツクを生ず
ることが無く、 種々の異なつた加熱変化率を持つた市販の歯科用ポー
セレンに適用する様に加熱変化率を調整することが可能
となり 耐火模型材の生焼成が向上し印象材から撤去する場合
破折することが無く 空焼き後の強度も向上し耐久性が向上し破折擦傷の恐
れも無くなり 表面粗さも向上し滑沢な模型面が得られる様になり 精密な技工作業が可能になつた。
この様に本発明の歯科用耐火模型材はポーセレンラミネ
ートベニア、ポーセレンインレー、アンレー、ポーセレ
ンジヤケツトクラウンなどの歯科用ポーセレン修復物作
製に用いることにより快適な技工操作を行なうことが出
来る。
ートベニア、ポーセレンインレー、アンレー、ポーセレ
ンジヤケツトクラウンなどの歯科用ポーセレン修復物作
製に用いることにより快適な技工操作を行なうことが出
来る。
【図面の簡単な説明】 第１図から第３図は加熱変化曲線を示すものであり、第
１図中１−ａは加熱変化率が1.0％の市販の歯科用ポー
セレンの加熱変化曲線を１−ｂは比較例１の加熱変化曲
線を示し、第２図中２−ａは加熱変化率が1.0％の市販
の歯科用ポーセレンの加熱変化曲線を２−ｂは実施例２
の加熱変化曲線を示し、第３図中３−ａは加熱変化率が
0.6％の市販の低溶歯科用ポーセレンの加熱変化曲線を
３−ｂは実施例６の加熱変化曲線を示すものである。
１図中１−ａは加熱変化率が1.0％の市販の歯科用ポー
セレンの加熱変化曲線を１−ｂは比較例１の加熱変化曲
線を示し、第２図中２−ａは加熱変化率が1.0％の市販
の歯科用ポーセレンの加熱変化曲線を２−ｂは実施例２
の加熱変化曲線を示し、第３図中３−ａは加熱変化率が
0.6％の市販の低溶歯科用ポーセレンの加熱変化曲線を
３−ｂは実施例６の加熱変化曲線を示すものである。
Claims (6)
- 【請求項１】可溶性リン酸塩と酸化マグネシウムとから
成る粉末成分と；アルミナ，ジルコニア，溶融石英，ム
ライト，スピネル，コーデイライトの群から選ばれた１
種若しくは２種以上の粉末成分とが混合されて成ること
を特徴とする歯科用耐火模型材。 - 【請求項２】可溶性リン酸塩５〜20重量％，酸化マグネ
シウム５〜20重量％，残部がアルミナ，ジルコニア，溶
融石英，ムライト，スピネル，コーデイライトの群から
選ばれた１種若しくは２種以上を含むものから成る特許
請求の範囲第１項記載の歯科用耐火模型材。 - 【請求項３】結晶性石英とクリストバライトとが混合さ
れている特許請求の範囲第１項または第２項に記載の歯
科用耐火模型材。 - 【請求項４】粉末成分として可溶性リン酸塩５〜20重量
％，酸化マグネシウム５〜20重量％：アルミナ，ジルコ
ニア，溶融石英，ムライト，スピネル，コーデイライト
の群から選ばれた１種若しくは２種以上から成るものが
10重量％以上50重量％以下で、残部が結晶性石英とクリ
ストバライトである特許請求の範囲第１項ないし第３項
中の何れか１項に記載の歯科用耐火模型材。 - 【請求項５】可溶性リン酸塩と酸化マグネシウムとから
成る粉末成分と；アルミナ，ジルコニア，溶融石英，ム
ライト，スピネル，コーデイライトの群から選ばれた１
種若しくは２種以上の粉末成分と；液成分としてコロイ
ダルシリカ分散液と；を含有する歯科用耐火模型材。 - 【請求項６】粉末成分に結晶性石英とクリストバライト
とが混合されている特許請求の範囲第５項記載の歯科用
耐火模型材。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62289604A JPH0637376B2 (ja) | 1987-11-18 | 1987-11-18 | 歯科用耐火模型材 |
| GB8826825A GB2212490B (en) | 1987-11-18 | 1988-11-16 | Dental refractory model materials |
| DE3839088A DE3839088C2 (de) | 1987-11-18 | 1988-11-18 | Verwendung einer Zusammensetzung als feuerfestes Zahnmodellmaterial |
| BE8801312A BE1002198A3 (fr) | 1987-11-18 | 1988-11-18 | Materiaux de modelage dentaire refractaires. |
| FR8815012A FR2623187B1 (fr) | 1987-11-18 | 1988-11-18 | Matieres pour modeles dentaires refractaires |
| US08/076,688 US5298200A (en) | 1987-11-18 | 1993-06-15 | Dental refractory model materials |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62289604A JPH0637376B2 (ja) | 1987-11-18 | 1987-11-18 | 歯科用耐火模型材 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01132506A JPH01132506A (ja) | 1989-05-25 |
| JPH0637376B2 true JPH0637376B2 (ja) | 1994-05-18 |
Family
ID=17745390
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62289604A Expired - Lifetime JPH0637376B2 (ja) | 1987-11-18 | 1987-11-18 | 歯科用耐火模型材 |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0637376B2 (ja) |
| BE (1) | BE1002198A3 (ja) |
| DE (1) | DE3839088C2 (ja) |
| FR (1) | FR2623187B1 (ja) |
| GB (1) | GB2212490B (ja) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0827734A1 (de) * | 1996-08-22 | 1998-03-11 | Helmut Hero | Einbettmasse für die Modellgusstechnik in der Dentaltechnik, Verwendung der Einbettmasse und Verfahren zur Herstellung einer Einbettmasse |
| WO1998009604A1 (de) | 1996-09-02 | 1998-03-12 | Helmut Hero | Einbettmasse für die modellgusstechnik in der dentaltechnik, verwendung der einbettmasse und verfahren zur herstellung einer einbettmasse |
| DE10115820A1 (de) * | 2001-03-26 | 2002-10-17 | Wieland Dental & Technik Gmbh | Verfahren zur Herstellung vollkeramischer Dentalformteile |
| DE602004031847D1 (de) * | 2003-08-08 | 2011-04-28 | Argonne Nat Lab Argonne | Verfahren und produkt für eine phosphosilikataufschlämmung zur verwendung in der zahnmedizin und knochenzemente in verbindung damit |
| CN109262134B (zh) * | 2018-09-07 | 2021-08-20 | 中国工程物理研究院激光聚变研究中心 | 光学元件制备方法和激光干燥处理系统 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| GB536857A (en) * | 1939-03-31 | 1941-05-29 | Titanium Alloy Mfg Co | Improvements in and relating to refractories and refractory moulds for casting metallic articles |
| US3617315A (en) * | 1969-11-24 | 1971-11-02 | Ceramco Equipment Corp | Castable refractory die and model compositions |
| JPS601109A (ja) * | 1983-06-16 | 1985-01-07 | Taisei Shika Kogyo Kk | 精密鋳造用埋没材組成物 |
| US4562882A (en) * | 1984-02-29 | 1986-01-07 | Alleluia Vincent V | Method of making a dental prosthesis |
| GB2168060B (en) * | 1984-12-04 | 1988-08-10 | Ohara Kk | Mold material and process for casting of pure titanium or titanium alloy |
| JPS61216833A (ja) * | 1985-03-22 | 1986-09-26 | Ohara:Kk | 純チタン又はチタン合金鋳造用鋳型 |
| DE3445848C2 (de) * | 1984-12-15 | 1994-10-06 | Shera Werkstofftechnologie Gmb | Gußfeineinbettmasse zum Herstellen von Gußformen in der Dentaltechnik |
| JPS6293041A (ja) * | 1985-10-16 | 1987-04-28 | Ohara:Kk | 純チタン又はチタン合金鋳造用鋳型材 |
| JPS63141906A (ja) * | 1986-12-03 | 1988-06-14 | G C Dental Ind Corp | 歯科鋳造用埋没材 |
-
1987
- 1987-11-18 JP JP62289604A patent/JPH0637376B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1988
- 1988-11-16 GB GB8826825A patent/GB2212490B/en not_active Expired - Lifetime
- 1988-11-18 DE DE3839088A patent/DE3839088C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1988-11-18 FR FR8815012A patent/FR2623187B1/fr not_active Expired - Fee Related
- 1988-11-18 BE BE8801312A patent/BE1002198A3/fr not_active IP Right Cessation
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB8826825D0 (en) | 1988-12-21 |
| FR2623187B1 (fr) | 1993-03-12 |
| DE3839088C2 (de) | 1995-07-27 |
| GB2212490B (en) | 1992-07-22 |
| FR2623187A1 (fr) | 1989-05-19 |
| JPH01132506A (ja) | 1989-05-25 |
| GB2212490A (en) | 1989-07-26 |
| DE3839088A1 (de) | 1989-06-01 |
| BE1002198A3 (fr) | 1990-10-09 |
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