JPH07216484A - 歯科用合金材料及びそのインゴット製造方法 - Google Patents
歯科用合金材料及びそのインゴット製造方法Info
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- JPH07216484A JPH07216484A JP6010201A JP1020194A JPH07216484A JP H07216484 A JPH07216484 A JP H07216484A JP 6010201 A JP6010201 A JP 6010201A JP 1020194 A JP1020194 A JP 1020194A JP H07216484 A JPH07216484 A JP H07216484A
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 ニッケルを組成に含まず、歯科用セラミック
スの焼付け特性に優れるとともに、歯科用セラミックス
の線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／℃と近似する
線熱膨張係数を有する新規な歯科用合金材料を提供し、
並びにこの歯科用合金材料を鋳込んだ後の物性、特に線
熱膨張係数が安定である歯科用合金材料からなるインゴ
ット製造方法を提供する。 【構成】 歯科用セラミックスを焼付け被覆して使用す
る歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％（但
し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、Ｆ
ｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重量
％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５〜
０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを含有
する。
スの焼付け特性に優れるとともに、歯科用セラミックス
の線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／℃と近似する
線熱膨張係数を有する新規な歯科用合金材料を提供し、
並びにこの歯科用合金材料を鋳込んだ後の物性、特に線
熱膨張係数が安定である歯科用合金材料からなるインゴ
ット製造方法を提供する。 【構成】 歯科用セラミックスを焼付け被覆して使用す
る歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％（但
し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、Ｆ
ｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重量
％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５〜
０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを含有
する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、歯科用合金材料及びそ
のインゴット製造方法に係り、更に詳しくは歯科用セラ
ミックスを焼付け被覆するのに適した歯科用合金材料
と、所望形状に鋳込み形成した後の物性安定性に優れた
歯科用合金材料からなるインゴットの製造方法に関す
る。
のインゴット製造方法に係り、更に詳しくは歯科用セラ
ミックスを焼付け被覆するのに適した歯科用合金材料
と、所望形状に鋳込み形成した後の物性安定性に優れた
歯科用合金材料からなるインゴットの製造方法に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】従来、歯科用セラミックスは、金やプラ
チナ等の貴金属の線熱膨張係数に合わせて開発され、そ
の線熱膨張係数は１３６〜１３８×１０-7／℃に調製さ
れており、いわゆるメタルボンドセラミックスとして広
く使用されている。例えば、義歯は、金、プラチナ若し
くはその合金又はニッケル−クロム合金からなる金属床
の表面に、この歯科用セラミックスを焼付けて被覆し、
それを複数回繰り返して多層形成したものである。ここ
で、ニッケル−クロム合金の線熱膨張係数は、約１４４
×１０-7／℃であり、金、プラチナ若しくはその合金よ
りも安価であるため一般的に普及している。
チナ等の貴金属の線熱膨張係数に合わせて開発され、そ
の線熱膨張係数は１３６〜１３８×１０-7／℃に調製さ
れており、いわゆるメタルボンドセラミックスとして広
く使用されている。例えば、義歯は、金、プラチナ若し
くはその合金又はニッケル−クロム合金からなる金属床
の表面に、この歯科用セラミックスを焼付けて被覆し、
それを複数回繰り返して多層形成したものである。ここ
で、ニッケル−クロム合金の線熱膨張係数は、約１４４
×１０-7／℃であり、金、プラチナ若しくはその合金よ
りも安価であるため一般的に普及している。
【０００３】ところで、ニッケル−クロム合金は、安価
である反面、人体組織又は皮膚に非認容性である。ま
た、ニッケルが癌原物質に上げられ、その加工により健
康を損なう恐れがあることが、一部の研究者の間で指摘
されるようになった。そこで、ニッケル−クロム合金に
代わる歯科用合金材料として、特公平３−９７４１号公
報にて開示される如く、Ｃｒ：１０〜３５重量％、Ｔ
ｉ：１〜１０重量％、Ｍｏ：２〜１５重量％、残部Ｃｏ
及び不可避不純物からなるコバルト−クロム合金、若し
くはＣｒ：１０〜３５重量％、Ｔｉ：１〜１０重量％、
Ｍｏ：２〜１５重量％、残部Ｃｏ及び不可避不純物並び
にＭｎ：０．１〜３重量％、Ｆｅ：０．１〜２重量％、
Ａｌ：０．１〜２重量％及び／又はＳｉ：０．１〜１重
量％からなるコバルト−クロム合金が提供されている。
である反面、人体組織又は皮膚に非認容性である。ま
た、ニッケルが癌原物質に上げられ、その加工により健
康を損なう恐れがあることが、一部の研究者の間で指摘
されるようになった。そこで、ニッケル−クロム合金に
代わる歯科用合金材料として、特公平３−９７４１号公
報にて開示される如く、Ｃｒ：１０〜３５重量％、Ｔ
ｉ：１〜１０重量％、Ｍｏ：２〜１５重量％、残部Ｃｏ
及び不可避不純物からなるコバルト−クロム合金、若し
くはＣｒ：１０〜３５重量％、Ｔｉ：１〜１０重量％、
Ｍｏ：２〜１５重量％、残部Ｃｏ及び不可避不純物並び
にＭｎ：０．１〜３重量％、Ｆｅ：０．１〜２重量％、
Ａｌ：０．１〜２重量％及び／又はＳｉ：０．１〜１重
量％からなるコバルト−クロム合金が提供されている。
【０００４】しかし、前述の特公平３−９７４１号の出
願人（クルップ社）が提供している商品名「デンチタ
ン」…（比較例１）と、この公報記載の合金…（比較例
２）を鋳込み形成した試験片の線熱膨張係数を測定した
結果、１５４〜１５６×１０-7／℃であり、歯科用セラ
ミックスの線熱膨張係数よりも遙に大きかった。実際、
これらの合金で作製した金属床に歯科用セラミックスを
焼付け被覆したところ、セラミックスの一部に亀裂が生
じた。この亀裂は、明らかに歯科用セラミックスと金属
床との線熱膨張係数の相違によって生じたものである。
願人（クルップ社）が提供している商品名「デンチタ
ン」…（比較例１）と、この公報記載の合金…（比較例
２）を鋳込み形成した試験片の線熱膨張係数を測定した
結果、１５４〜１５６×１０-7／℃であり、歯科用セラ
ミックスの線熱膨張係数よりも遙に大きかった。実際、
これらの合金で作製した金属床に歯科用セラミックスを
焼付け被覆したところ、セラミックスの一部に亀裂が生
じた。この亀裂は、明らかに歯科用セラミックスと金属
床との線熱膨張係数の相違によって生じたものである。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】前述の公報には、コバ
ルト−クロム合金の線熱膨張係数は、歯科用セラミック
スの線膨張係数１４０×１０-7／℃の大きさ程度である
１３５〜１４５×１０-7／℃であることが記載されてい
るが、実際にはこの値より遙に大きい。この理由は、実
験室レベルでは、各成分の調合に細心の注意を払って均
一混合状態を実現し、それを溶融固化させて合金を製造
しているため、この合金は前述の最適な線熱膨張係数を
有するが、市販品では各成分の均一混合状態が実現でき
ず、部分的に成分の偏りが生ずるためと推測される。
ルト−クロム合金の線熱膨張係数は、歯科用セラミック
スの線膨張係数１４０×１０-7／℃の大きさ程度である
１３５〜１４５×１０-7／℃であることが記載されてい
るが、実際にはこの値より遙に大きい。この理由は、実
験室レベルでは、各成分の調合に細心の注意を払って均
一混合状態を実現し、それを溶融固化させて合金を製造
しているため、この合金は前述の最適な線熱膨張係数を
有するが、市販品では各成分の均一混合状態が実現でき
ず、部分的に成分の偏りが生ずるためと推測される。
【０００６】そこで、本発明が前述の状況に鑑み、解決
しようとするところは、ニッケルを組成に含まず、歯科
用セラミックスの焼付け特性に優れるとともに、歯科用
セラミックスの線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／
℃と近似する線熱膨張係数を有する新規な歯科用合金材
料を提供し、並びにこの歯科用合金材料を鋳込んだ後の
物性、特に線熱膨張係数が安定である歯科用合金材料か
らなるインゴット製造方法を提供する点にある。
しようとするところは、ニッケルを組成に含まず、歯科
用セラミックスの焼付け特性に優れるとともに、歯科用
セラミックスの線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／
℃と近似する線熱膨張係数を有する新規な歯科用合金材
料を提供し、並びにこの歯科用合金材料を鋳込んだ後の
物性、特に線熱膨張係数が安定である歯科用合金材料か
らなるインゴット製造方法を提供する点にある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】本発明は、前述の課題解
決のために、歯科用セラミックスを焼付け被覆して使用
する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％
（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、
Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重
量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５
〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを含
有する歯科用合金材料を構成した。
決のために、歯科用セラミックスを焼付け被覆して使用
する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％
（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、
Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重
量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５
〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを含
有する歯科用合金材料を構成した。
【０００８】ここで、鋳込み後の線熱膨張係数を１３５
〜１４５×１０-7／℃に調製してなることが好ましく、
特に１３９〜１４１×１０-7／℃に調製してなることが
最適な実施例である。
〜１４５×１０-7／℃に調製してなることが好ましく、
特に１３９〜１４１×１０-7／℃に調製してなることが
最適な実施例である。
【０００９】また、歯科用セラミックスを焼付け被覆し
て使用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：３重量％、
Ｔｉ：１０重量％、Ｆｅ：６重量％、Ｗ及び／又はＭ
ｏ：３重量％を中心値としてそれぞれ±２重量％の範囲
内に調製し、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：
０．０５〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純
物とを含有する歯科用合金材料とした場合、線熱膨張係
数等の物性が最も安定化し、鋳込み後の線熱膨張係数を
１３９〜１４１×１０-7／℃に調製することが容易にな
る。
て使用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：３重量％、
Ｔｉ：１０重量％、Ｆｅ：６重量％、Ｗ及び／又はＭ
ｏ：３重量％を中心値としてそれぞれ±２重量％の範囲
内に調製し、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：
０．０５〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純
物とを含有する歯科用合金材料とした場合、線熱膨張係
数等の物性が最も安定化し、鋳込み後の線熱膨張係数を
１３９〜１４１×１０-7／℃に調製することが容易にな
る。
【００１０】そして、歯科用セラミックスを焼付け被覆
して使用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０
重量％（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重
量％、Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜
１０重量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：
０．０５〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純
物とからなり、Ｃｏは５０〜１５０メッシュ、他の元素
は２００〜３５０メッシュの粉体を用い、それらを攪拌
混合した後、１５０〜２５０気圧の圧力にて固結してな
る歯科用合金材料のインゴット製造方法を提供する。
して使用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０
重量％（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重
量％、Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜
１０重量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：
０．０５〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純
物とからなり、Ｃｏは５０〜１５０メッシュ、他の元素
は２００〜３５０メッシュの粉体を用い、それらを攪拌
混合した後、１５０〜２５０気圧の圧力にて固結してな
る歯科用合金材料のインゴット製造方法を提供する。
【００１１】
【作用】以上の如き内容からなる本発明の歯科用合金材
料は、人体組織又は皮膚に非認容性であり、その加工に
より健康を損なう恐れがあるニッケルを含まないので、
前述の問題を排除できるるとともに、人体組織に認容性
であるＴｉを比較的多く含有しているので、理想的な歯
科用合金材料と言える。従って、Ｔｉは可及的に増加さ
せることが人体組織にとっては好ましいが、多過ぎると
線熱膨張係数が低下し過ぎるのでその上限は１５重量％
とし、また下限は前述の理由によって６重量％とした。
ここで、Ｔｉの線熱膨張係数は約９０×１０-7／℃であ
る。また、Ｃｒは増量に伴って硬度が高くなるが、多過
ぎると硬くなり過ぎるとともに、伸びが少なくなり、鋳
造後の仕上げ等の加工性が悪くなるのでその上限は１０
重量％（但し、１０重量％を除く）とし、また下限は最
小限の硬度を維持するため２重量％とした。次に、Ｆｅ
は増量に伴って歯科用セラミックスとの接着性を向上さ
せるが、多過ぎると耐食性が低下するのでその上限は１
０重量％とし、また下限は歯科用セラミックスとの最小
限の接着性を維持するために３重量％とした。そして、
Ｗは増量に伴って線熱膨張係数は小さくなるが、融点が
上昇し過ぎるのでその上限は１０重量％とし、また下限
は硬さを維持するため１重量％とした。ここで、Ｗの線
熱膨張係数は４５×１０-7／℃である。尚、硬さはＷの
含有率の増減によってあまり変化しない。また、Ｍｏは
増量に伴って弾力性が高くなるが、Ｗと略同じ作用を奏
するので、Ｗと同じ含有率に設定した。また、ＷとＭｏ
は、それぞれ単独若しくは両者を併合して用い、それら
の合計含有率を１〜１０重量％とした。Ａｌは各種の合
金に微量添加されるが、０．５重量％以上であると歯科
用セラミックスとの接着性が低下するので、０．０５〜
０．５重量％とした。最後に、Ｓｉは増量に伴って金属
間の結合力が高まるが、多過ぎると脆くなるのでその上
限は０．３重量％とし、また下限はその作用を最小限に
維持するために０．０５重量％とした。
料は、人体組織又は皮膚に非認容性であり、その加工に
より健康を損なう恐れがあるニッケルを含まないので、
前述の問題を排除できるるとともに、人体組織に認容性
であるＴｉを比較的多く含有しているので、理想的な歯
科用合金材料と言える。従って、Ｔｉは可及的に増加さ
せることが人体組織にとっては好ましいが、多過ぎると
線熱膨張係数が低下し過ぎるのでその上限は１５重量％
とし、また下限は前述の理由によって６重量％とした。
ここで、Ｔｉの線熱膨張係数は約９０×１０-7／℃であ
る。また、Ｃｒは増量に伴って硬度が高くなるが、多過
ぎると硬くなり過ぎるとともに、伸びが少なくなり、鋳
造後の仕上げ等の加工性が悪くなるのでその上限は１０
重量％（但し、１０重量％を除く）とし、また下限は最
小限の硬度を維持するため２重量％とした。次に、Ｆｅ
は増量に伴って歯科用セラミックスとの接着性を向上さ
せるが、多過ぎると耐食性が低下するのでその上限は１
０重量％とし、また下限は歯科用セラミックスとの最小
限の接着性を維持するために３重量％とした。そして、
Ｗは増量に伴って線熱膨張係数は小さくなるが、融点が
上昇し過ぎるのでその上限は１０重量％とし、また下限
は硬さを維持するため１重量％とした。ここで、Ｗの線
熱膨張係数は４５×１０-7／℃である。尚、硬さはＷの
含有率の増減によってあまり変化しない。また、Ｍｏは
増量に伴って弾力性が高くなるが、Ｗと略同じ作用を奏
するので、Ｗと同じ含有率に設定した。また、ＷとＭｏ
は、それぞれ単独若しくは両者を併合して用い、それら
の合計含有率を１〜１０重量％とした。Ａｌは各種の合
金に微量添加されるが、０．５重量％以上であると歯科
用セラミックスとの接着性が低下するので、０．０５〜
０．５重量％とした。最後に、Ｓｉは増量に伴って金属
間の結合力が高まるが、多過ぎると脆くなるのでその上
限は０．３重量％とし、また下限はその作用を最小限に
維持するために０．０５重量％とした。
【００１２】そして、上述の範囲内において成分組成を
調製することで、鋳込み後の線熱膨張係数を１３５〜１
４５×１０-7／℃にすれば、歯科用セラミックスの線熱
膨張係数に近似し、この合金で作製した金属床の表面に
歯科用セラミックスを良好に焼付け被覆することが可能
となる。尚、金属床の表面には、歯科用セラミックスを
複数層積層するが、その場合下地層は加熱、冷却が繰り
返し行われ、その熱処理を繰り返す毎に僅かではあるが
線熱膨張係数は増加し、約１４０×１０-7／℃まで高ま
る。そこで、金属床の合金の線熱膨張係数を１３９〜１
４１×１０-7／℃に設定し、下地層の歯科用セラミック
スに僅かな引張り応力が作用するように設定すれば、金
属床からの剥離と割れを防止できるのである。即ち、金
属床の表面に積層した歯科用セラミックスは引張り応力
に対しては強いが、圧縮応力に対しては弱い性質がある
ため、歯科用セラミックスに引張り応力が作用するよう
に金属床の線熱膨張係数を設定するが、金属床とその表
面に被覆する歯科用セラミックスの下地層との界面にお
ける剪断応力は、焼成温度から冷却するときに最大に発
生するので、歯科用セラミックスに引張り応力が作用す
るようにするには、歯科用セラミックスの収縮率よりも
金属床を形成する合金の収縮率を若干小さくすること、
換言すれば歯科用セラミックスの線熱膨張係数よりも金
属床を形成する合金の線熱膨張係数を若干小さくするこ
とが必要である。
調製することで、鋳込み後の線熱膨張係数を１３５〜１
４５×１０-7／℃にすれば、歯科用セラミックスの線熱
膨張係数に近似し、この合金で作製した金属床の表面に
歯科用セラミックスを良好に焼付け被覆することが可能
となる。尚、金属床の表面には、歯科用セラミックスを
複数層積層するが、その場合下地層は加熱、冷却が繰り
返し行われ、その熱処理を繰り返す毎に僅かではあるが
線熱膨張係数は増加し、約１４０×１０-7／℃まで高ま
る。そこで、金属床の合金の線熱膨張係数を１３９〜１
４１×１０-7／℃に設定し、下地層の歯科用セラミック
スに僅かな引張り応力が作用するように設定すれば、金
属床からの剥離と割れを防止できるのである。即ち、金
属床の表面に積層した歯科用セラミックスは引張り応力
に対しては強いが、圧縮応力に対しては弱い性質がある
ため、歯科用セラミックスに引張り応力が作用するよう
に金属床の線熱膨張係数を設定するが、金属床とその表
面に被覆する歯科用セラミックスの下地層との界面にお
ける剪断応力は、焼成温度から冷却するときに最大に発
生するので、歯科用セラミックスに引張り応力が作用す
るようにするには、歯科用セラミックスの収縮率よりも
金属床を形成する合金の収縮率を若干小さくすること、
換言すれば歯科用セラミックスの線熱膨張係数よりも金
属床を形成する合金の線熱膨張係数を若干小さくするこ
とが必要である。
【００１３】次に、本発明の歯科用合金材料のインゴッ
ト製造方法によれば、主たる成分元素であるＣｏの粒径
を他の成分元素よりも大きく設定することにより、具体
的にはＣｏは５０〜１５０メッシュの粉体を用い、他の
元素は２００〜３５０メッシュの粉体を用い、それらを
計量して攪拌混合すると、Ｃｏ粉間の隙間に他の成分元
素の小粉体が充填され、Ｃｏ粉の周囲に他の成分元素の
小粉が取り囲んだ均一分散状態となり、その後、その混
合粉体を１５０〜２５０気圧の圧力にて固結するのであ
る。ここで強調すべき点は、溶融温度、比重も全く異な
る多種類の元素を単に混合して溶融し、合金化しても一
様な合金は得られない点であり、換言すれば所望の線熱
膨張係数が得られないのである。このように製造した歯
科用合金材料のインゴットを用いて、公知の遠心鋳造若
しくは加圧鋳造にて所望形状の金属床を形成すると、そ
れによって形成した合金の成分組成も至るところ均一と
なって所定の物性、特に線熱膨張係数が安定に得られる
のである。
ト製造方法によれば、主たる成分元素であるＣｏの粒径
を他の成分元素よりも大きく設定することにより、具体
的にはＣｏは５０〜１５０メッシュの粉体を用い、他の
元素は２００〜３５０メッシュの粉体を用い、それらを
計量して攪拌混合すると、Ｃｏ粉間の隙間に他の成分元
素の小粉体が充填され、Ｃｏ粉の周囲に他の成分元素の
小粉が取り囲んだ均一分散状態となり、その後、その混
合粉体を１５０〜２５０気圧の圧力にて固結するのであ
る。ここで強調すべき点は、溶融温度、比重も全く異な
る多種類の元素を単に混合して溶融し、合金化しても一
様な合金は得られない点であり、換言すれば所望の線熱
膨張係数が得られないのである。このように製造した歯
科用合金材料のインゴットを用いて、公知の遠心鋳造若
しくは加圧鋳造にて所望形状の金属床を形成すると、そ
れによって形成した合金の成分組成も至るところ均一と
なって所定の物性、特に線熱膨張係数が安定に得られる
のである。
【００１４】
【実施例】次に本発明の詳細を実施例に基づき更に説明
する。本実施例で用いた各元素の粉体の粒度を以下に示
す。尚、Ｘメッシュの粉体とは、タイラー標準フルイ
（米国、Tyler Co. 製）を規定するＸメッシュを通過し
た粉体のことである。
する。本実施例で用いた各元素の粉体の粒度を以下に示
す。尚、Ｘメッシュの粉体とは、タイラー標準フルイ
（米国、Tyler Co. 製）を規定するＸメッシュを通過し
た粉体のことである。
【００１５】Ｃｏ…………１００メッシュ Ｃｒ…………２００メッシュ Ｔｉ…………３５０又は２００メッシュ Ｆｅ…………３５０メッシュ Ｗ及びＭｏ…２７０メッシュ Ａｌ…………２５０メッシュ Ｓｉ…………２５０メッシュ
【００１６】（実施例１）Ｃｏ：７７．７重量％、Ｃ
ｒ：３重量％、Ｔｉ：１０重量％、Ｆｅ：６重量％、
Ｗ：３重量％、Ａｌ：０．２重量％、Ｓｉ：０．１重量
％並びに微量の不可避不純物とを含有する歯科用合金材
料を調製し、それを攪拌混合した後、２００気圧の圧力
で固結して棒状のインゴットを製造した。このインゴッ
トは異なる４日の間に４ロットを作製し、それぞれをロ
ット１〜４と称する。ロット１は５００ｇ、ロット２〜
４はそれぞれ１ｋｇであり、各ロットの各部分から無作
為にそれぞれ３個のサンプルを切断して作製した。こう
して作製したインゴットのサンプルを公知の遠心鋳造若
しくは加圧鋳造にて所望形状の合金を鋳込み形成した。
表１に各ロットから製造した合金の物性を試験した結果
を示す。以下の実施例及び比較例において物性試験に供
する合金も同様に作製した。
ｒ：３重量％、Ｔｉ：１０重量％、Ｆｅ：６重量％、
Ｗ：３重量％、Ａｌ：０．２重量％、Ｓｉ：０．１重量
％並びに微量の不可避不純物とを含有する歯科用合金材
料を調製し、それを攪拌混合した後、２００気圧の圧力
で固結して棒状のインゴットを製造した。このインゴッ
トは異なる４日の間に４ロットを作製し、それぞれをロ
ット１〜４と称する。ロット１は５００ｇ、ロット２〜
４はそれぞれ１ｋｇであり、各ロットの各部分から無作
為にそれぞれ３個のサンプルを切断して作製した。こう
して作製したインゴットのサンプルを公知の遠心鋳造若
しくは加圧鋳造にて所望形状の合金を鋳込み形成した。
表１に各ロットから製造した合金の物性を試験した結果
を示す。以下の実施例及び比較例において物性試験に供
する合金も同様に作製した。
【００１７】
【表１】
【００１８】表１から判ることは、各ロットから作製し
た合金の物性、特に線熱膨張係数のバラツキは１２個の
サンプルにわたって非常に少ないことであり、これは本
発明のインゴット製造方法によって達成されたのであ
る。また、各元素の粒度は、前述の粒度に限定されず、
主たる成分元素であるＣｏの粒径を他の成分元素よりも
大きく設定すれば良く、具体的にはＣｏは５０〜１５０
メッシュの粉体を用い、他の元素は２００〜３５０メッ
シュの粉体を用いることが可能である。そして、各成分
元素の粉体を攪拌混合した後、固結するために必要な圧
力は、１５０〜２５０気圧の範囲内で適宜設定可能であ
る。
た合金の物性、特に線熱膨張係数のバラツキは１２個の
サンプルにわたって非常に少ないことであり、これは本
発明のインゴット製造方法によって達成されたのであ
る。また、各元素の粒度は、前述の粒度に限定されず、
主たる成分元素であるＣｏの粒径を他の成分元素よりも
大きく設定すれば良く、具体的にはＣｏは５０〜１５０
メッシュの粉体を用い、他の元素は２００〜３５０メッ
シュの粉体を用いることが可能である。そして、各成分
元素の粉体を攪拌混合した後、固結するために必要な圧
力は、１５０〜２５０気圧の範囲内で適宜設定可能であ
る。
【００１９】各成分元素の粉体を計量して攪拌混合した
状態を図１に図式的に示している。つまり、各成分元素
を攪拌混合した場合には、Ｃｏ粉１，…間の隙間に他の
成分元素の小粉体が充填され、Ｃｏ粉１の周囲に他の成
分元素の小粉２，…が取り囲んだ均一分散状態となる。
状態を図１に図式的に示している。つまり、各成分元素
を攪拌混合した場合には、Ｃｏ粉１，…間の隙間に他の
成分元素の小粉体が充填され、Ｃｏ粉１の周囲に他の成
分元素の小粉２，…が取り囲んだ均一分散状態となる。
【００２０】（実施例２〜１２及び比較例１〜４）表２
に実施例２〜１２及び比較例１〜４の成分組成を、実施
例１の成分組成と合わせて示している。表２の成分組成
からなる各実施例２〜１２及び比較例１〜４の物性（ビ
ッカース硬度、引張強度、伸び、焼付特性及び線熱膨張
係数）を試験した結果を表３に示している。
に実施例２〜１２及び比較例１〜４の成分組成を、実施
例１の成分組成と合わせて示している。表２の成分組成
からなる各実施例２〜１２及び比較例１〜４の物性（ビ
ッカース硬度、引張強度、伸び、焼付特性及び線熱膨張
係数）を試験した結果を表３に示している。
【００２１】
【表２】
【００２２】
【表３】
【００２３】実施例２〜４は、基本的には実施例１の基
準成分組成に対してＣｒとＣｏを置換して、相互の比率
を変化させたものであり、それに伴って他の成分も若干
変化させたものである。実施例５，６は、実施例１の基
準成分組成に対してＴｉとＣｏを置換して、相互の比率
を変化させたものである。実施例７，８は、実施例１の
基準成分組成に対してＦｅとＣｏを置換して、相互の比
率を変化させたものである。実施例９〜１１は、実施例
１の基準成分組成に対してＷとＣｏを置換して、相互の
比率を変化させたものである。実施例１２は、実施例１
の基準成分組成に対してＷをＭｏに置換したものであ
る。
準成分組成に対してＣｒとＣｏを置換して、相互の比率
を変化させたものであり、それに伴って他の成分も若干
変化させたものである。実施例５，６は、実施例１の基
準成分組成に対してＴｉとＣｏを置換して、相互の比率
を変化させたものである。実施例７，８は、実施例１の
基準成分組成に対してＦｅとＣｏを置換して、相互の比
率を変化させたものである。実施例９〜１１は、実施例
１の基準成分組成に対してＷとＣｏを置換して、相互の
比率を変化させたものである。実施例１２は、実施例１
の基準成分組成に対してＷをＭｏに置換したものであ
る。
【００２４】また、比較例１は、前述の特公平３−９７
４１号の出願人であるクルップ社が提供している商品名
「デンチタン」の合金であり、正確な成分組成は公表し
ていないが、日本新金属株式会社分析センターに依頼し
て分析した結果を示している。比較例２は、同じくクル
ップ社の特公平３−９７４１号公報に記載されている成
分組成の合金の一例である。比較例３は、比較例２に対
してＭｏをＷに置換したものである。また、比較例４
は、Ｃｒを１０重量％、Ｔｉを１０重量％、Ｆｅを７重
量％、Ｗを３重量％とし、残部をＣｏとした発明外の合
金である。そして、比較例２〜４の合金は、本発明のイ
ンゴット製造方法に準じて作製したものである。
４１号の出願人であるクルップ社が提供している商品名
「デンチタン」の合金であり、正確な成分組成は公表し
ていないが、日本新金属株式会社分析センターに依頼し
て分析した結果を示している。比較例２は、同じくクル
ップ社の特公平３−９７４１号公報に記載されている成
分組成の合金の一例である。比較例３は、比較例２に対
してＭｏをＷに置換したものである。また、比較例４
は、Ｃｒを１０重量％、Ｔｉを１０重量％、Ｆｅを７重
量％、Ｗを３重量％とし、残部をＣｏとした発明外の合
金である。そして、比較例２〜４の合金は、本発明のイ
ンゴット製造方法に準じて作製したものである。
【００２５】これらの試験結果から判るように、比較例
１〜４の合金の線熱膨張係数が、何れも１５４〜１５６
×１０-7／℃の範囲であるのに対し、本発明に係る実施
例１〜１２の合金の線熱膨張係数は、おおよそ１３５〜
１４５×１０-7／℃の範囲内になり、歯科用セラミック
スの線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／℃と近似す
る。ここで、本発明においてＣｒの上限を１０重量％
（但し、１０重量％を除く）とした理由は、比較例４の
結果が悪いことから明らかである。更に、実施例１に示
したＣｒ、Ｔｉ、Ｆｅ、Ｗの基準成分組成を中心値とし
てそれぞれ±２重量％の範囲内で調製し、Ａｌを０．０
５〜０．５重量％、Ｓｉを０．０５〜０．３重量％の範
囲内で調製するとともに、残部をＣｏと微量の不可避不
純物とした実施例３，４，９及び１０の合金の線熱膨張
係数は、１３９〜１４１×１０-7／℃となり、最も好ま
しい。尚、実施例２及び１２の合金も同様な成分組成範
囲であるが、線熱膨張係数の値がやや最適な範囲から外
れている。これは、物性の測定誤差やサンプル数が少な
いためであると推測される。
１〜４の合金の線熱膨張係数が、何れも１５４〜１５６
×１０-7／℃の範囲であるのに対し、本発明に係る実施
例１〜１２の合金の線熱膨張係数は、おおよそ１３５〜
１４５×１０-7／℃の範囲内になり、歯科用セラミック
スの線熱膨張係数１３６〜１３８×１０-7／℃と近似す
る。ここで、本発明においてＣｒの上限を１０重量％
（但し、１０重量％を除く）とした理由は、比較例４の
結果が悪いことから明らかである。更に、実施例１に示
したＣｒ、Ｔｉ、Ｆｅ、Ｗの基準成分組成を中心値とし
てそれぞれ±２重量％の範囲内で調製し、Ａｌを０．０
５〜０．５重量％、Ｓｉを０．０５〜０．３重量％の範
囲内で調製するとともに、残部をＣｏと微量の不可避不
純物とした実施例３，４，９及び１０の合金の線熱膨張
係数は、１３９〜１４１×１０-7／℃となり、最も好ま
しい。尚、実施例２及び１２の合金も同様な成分組成範
囲であるが、線熱膨張係数の値がやや最適な範囲から外
れている。これは、物性の測定誤差やサンプル数が少な
いためであると推測される。
【００２６】何れにしても、本発明の歯科用合金材料か
ら作製した合金の物性は、適度な硬度と伸び並びに充分
な引張強度を有し、特に線熱膨張係数においては従来か
ら提供されている歯科用合金とは比較にならない優れた
値を有するとともに、その物性安定性においても優れて
いる。特に、実施例１の合金では、ビッカース硬度が４
００前後と適度な硬さを有し、仕上げ加工等の加工性に
優れ、しかも引張強度も７６ｋｇ／ｍｍ2 と比較的強靱
であり、歯科用合金としては理想的である。
ら作製した合金の物性は、適度な硬度と伸び並びに充分
な引張強度を有し、特に線熱膨張係数においては従来か
ら提供されている歯科用合金とは比較にならない優れた
値を有するとともに、その物性安定性においても優れて
いる。特に、実施例１の合金では、ビッカース硬度が４
００前後と適度な硬さを有し、仕上げ加工等の加工性に
優れ、しかも引張強度も７６ｋｇ／ｍｍ2 と比較的強靱
であり、歯科用合金としては理想的である。
【００２７】
【発明の効果】以上にしてなる本発明の歯科用合金材料
によれば、人体組織又は皮膚に非認容性であり、その加
工により健康を損なう恐れがあるニッケルを含まないの
で、ニッケル−クロム合金を使用する際の問題を排除で
きるるとともに、人体組織に認容性であるＴｉを比較的
多く含有し、しかも成分組成の調製によって歯科用セラ
ミックスの線熱膨張係数に近似する線熱膨張係数の合金
とすることができるとともに、歯科用セラミックスとの
接着性にも優れているので、歯科用合金としては理想的
である。
によれば、人体組織又は皮膚に非認容性であり、その加
工により健康を損なう恐れがあるニッケルを含まないの
で、ニッケル−クロム合金を使用する際の問題を排除で
きるるとともに、人体組織に認容性であるＴｉを比較的
多く含有し、しかも成分組成の調製によって歯科用セラ
ミックスの線熱膨張係数に近似する線熱膨張係数の合金
とすることができるとともに、歯科用セラミックスとの
接着性にも優れているので、歯科用合金としては理想的
である。
【００２８】また、本発明の歯科用合金材料のインゴッ
ト製造方法によれば、主な成分元素のＣｏ粉の粒度を、
他の成分元素の粒度よりも大きく設定し、即ちＣｏは５
０〜１５０メッシュ、他の元素は２００〜３５０メッシ
ュの粉体を用いたので、それらを攪拌混合した場合、均
一な分散混合状態が得られ、それを１５０〜２５０気圧
の圧力にて固結するので、均一分散状態を維持したイン
ゴットを製造できるのである。そして、このインゴット
を公知の遠心鋳造若しくは加圧鋳造によって所望形状に
形成した合金は、溶融温度や比重が全く異なる多種類の
成分元素を用いているにも係わらず、至るところ一様な
物性が得られ、特に線熱膨張係数の安定性に優れ、品質
が極めて安定である。
ト製造方法によれば、主な成分元素のＣｏ粉の粒度を、
他の成分元素の粒度よりも大きく設定し、即ちＣｏは５
０〜１５０メッシュ、他の元素は２００〜３５０メッシ
ュの粉体を用いたので、それらを攪拌混合した場合、均
一な分散混合状態が得られ、それを１５０〜２５０気圧
の圧力にて固結するので、均一分散状態を維持したイン
ゴットを製造できるのである。そして、このインゴット
を公知の遠心鋳造若しくは加圧鋳造によって所望形状に
形成した合金は、溶融温度や比重が全く異なる多種類の
成分元素を用いているにも係わらず、至るところ一様な
物性が得られ、特に線熱膨張係数の安定性に優れ、品質
が極めて安定である。
【図１】各成分元素の粉体を攪拌混合した状態を図式的
に示した説明図である。
に示した説明図である。
１ Ｃｏ粉 ２ 他の成分元素の小粉
Claims (6)
- 【請求項１】 歯科用セラミックスを焼付け被覆して使
用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％
（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、
Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重
量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５
〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを含
有することを特徴とする歯科用合金材料。 - 【請求項２】 鋳込み後の線熱膨張係数を１３５〜１４
５×１０-7／℃に調製してなる請求項１記載の歯科用合
金材料。 - 【請求項３】 鋳込み後の線熱膨張係数を１３９〜１４
１×１０-7／℃に調製してなる請求項１記載の歯科用合
金材料。 - 【請求項４】 歯科用セラミックスを焼付け被覆して使
用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：３重量％、Ｔ
ｉ：１０重量％、Ｆｅ：６重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：
３重量％を中心値としてそれぞれ±２重量％の範囲内に
調製し、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０
５〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とを
含有することを特徴とする歯科用合金材料。 - 【請求項５】 鋳込み後の線熱膨張係数を１３９〜１４
１×１０-7／℃に調製してなる請求項４記載の歯科用合
金材料。 - 【請求項６】 歯科用セラミックスを焼付け被覆して使
用する歯科用合金材料であって、Ｃｒ：２〜１０重量％
（但し、１０重量％を除く）、Ｔｉ：６〜１５重量％、
Ｆｅ：３〜１０重量％、Ｗ及び／又はＭｏ：１〜１０重
量％、Ａｌ：０．０５〜０．５重量％、Ｓｉ：０．０５
〜０．３重量％、残部Ｃｏと微量の不可避不純物とから
なり、Ｃｏは５０〜１５０メッシュ、他の元素は２００
〜３５０メッシュの粉体を用い、それらを攪拌混合した
後、１５０〜２５０気圧の圧力にて固結してなる歯科用
合金材料のインゴット製造方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6010201A JPH07216484A (ja) | 1994-02-01 | 1994-02-01 | 歯科用合金材料及びそのインゴット製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6010201A JPH07216484A (ja) | 1994-02-01 | 1994-02-01 | 歯科用合金材料及びそのインゴット製造方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07216484A true JPH07216484A (ja) | 1995-08-15 |
Family
ID=11743665
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6010201A Pending JPH07216484A (ja) | 1994-02-01 | 1994-02-01 | 歯科用合金材料及びそのインゴット製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07216484A (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998035067A1 (de) * | 1997-02-06 | 1998-08-13 | Vacuumschmelze Gmbh | Nickelfreie, austenitische kobaltbasislegierung |
| JP2016079413A (ja) * | 2014-10-09 | 2016-05-16 | セイコーエプソン株式会社 | 歯科用の鋳造用ビレット材、粉末冶金用金属粉末、歯科用金属部品および歯科用補綴物 |
| US20210395864A1 (en) * | 2020-06-22 | 2021-12-23 | Seoul National University R&Db Foundation | Self-healing cobalt based alloys and manufacturing method for the same |
-
1994
- 1994-02-01 JP JP6010201A patent/JPH07216484A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO1998035067A1 (de) * | 1997-02-06 | 1998-08-13 | Vacuumschmelze Gmbh | Nickelfreie, austenitische kobaltbasislegierung |
| JP2016079413A (ja) * | 2014-10-09 | 2016-05-16 | セイコーエプソン株式会社 | 歯科用の鋳造用ビレット材、粉末冶金用金属粉末、歯科用金属部品および歯科用補綴物 |
| US10130449B2 (en) | 2014-10-09 | 2018-11-20 | Seiko Epson Corporation | Dental casting billet material, metal powder for powder metallurgy, dental metal component, and dental prosthesis |
| US20210395864A1 (en) * | 2020-06-22 | 2021-12-23 | Seoul National University R&Db Foundation | Self-healing cobalt based alloys and manufacturing method for the same |
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