PL183759B1 - Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego i tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny - Google Patents
Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego i tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjnyInfo
- Publication number
- PL183759B1 PL183759B1 PL97330829A PL33082997A PL183759B1 PL 183759 B1 PL183759 B1 PL 183759B1 PL 97330829 A PL97330829 A PL 97330829A PL 33082997 A PL33082997 A PL 33082997A PL 183759 B1 PL183759 B1 PL 183759B1
- Authority
- PL
- Poland
- Prior art keywords
- titanium
- ceramic
- dental
- ion
- ceramics
- Prior art date
Links
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 title claims abstract description 92
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 49
- 239000010936 titanium Substances 0.000 claims abstract description 216
- RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N Titanium Chemical compound [Ti] RTAQQCXQSZGOHL-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 213
- 229910052719 titanium Inorganic materials 0.000 claims abstract description 204
- 150000002500 ions Chemical class 0.000 claims abstract description 77
- 239000000853 adhesive Substances 0.000 claims abstract description 58
- 230000001070 adhesive effect Effects 0.000 claims abstract description 58
- 229910052710 silicon Inorganic materials 0.000 claims abstract description 49
- -1 silicon ions Chemical class 0.000 claims abstract description 49
- 239000010703 silicon Substances 0.000 claims abstract description 48
- 239000002131 composite material Substances 0.000 claims abstract description 45
- UGACIEPFGXRWCH-UHFFFAOYSA-N [Si].[Ti] Chemical compound [Si].[Ti] UGACIEPFGXRWCH-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims abstract description 42
- 229910001069 Ti alloy Inorganic materials 0.000 claims abstract description 38
- 239000002178 crystalline material Substances 0.000 claims abstract description 19
- 230000035515 penetration Effects 0.000 claims abstract description 7
- 239000007943 implant Substances 0.000 claims abstract description 5
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 3
- 239000010410 layer Substances 0.000 claims description 69
- 238000005468 ion implantation Methods 0.000 claims description 56
- 238000012360 testing method Methods 0.000 claims description 50
- 229910010293 ceramic material Inorganic materials 0.000 claims description 42
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 24
- 238000010304 firing Methods 0.000 claims description 23
- 229910018072 Al 2 O 3 Inorganic materials 0.000 claims description 20
- 238000002513 implantation Methods 0.000 claims description 20
- XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N Silicon Chemical compound [Si] XUIMIQQOPSSXEZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 18
- 239000011351 dental ceramic Substances 0.000 claims description 15
- 229910052751 metal Inorganic materials 0.000 claims description 15
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 15
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 claims description 14
- 229910045601 alloy Inorganic materials 0.000 claims description 13
- 239000000956 alloy Substances 0.000 claims description 13
- 239000011230 binding agent Substances 0.000 claims description 13
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 12
- 230000015572 biosynthetic process Effects 0.000 claims description 11
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 11
- VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N Silicium dioxide Chemical compound O=[Si]=O VYPSYNLAJGMNEJ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 9
- 239000000126 substance Substances 0.000 claims description 9
- OGIDPMRJRNCKJF-UHFFFAOYSA-N titanium oxide Inorganic materials [Ti]=O OGIDPMRJRNCKJF-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 9
- GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N Titan oxide Chemical compound O=[Ti]=O GWEVSGVZZGPLCZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 8
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 claims description 7
- 229910052593 corundum Inorganic materials 0.000 claims description 7
- 239000010431 corundum Substances 0.000 claims description 7
- 238000005488 sandblasting Methods 0.000 claims description 7
- 239000005548 dental material Substances 0.000 claims description 6
- 239000002241 glass-ceramic Substances 0.000 claims description 6
- 229910052574 oxide ceramic Inorganic materials 0.000 claims description 6
- 239000011224 oxide ceramic Substances 0.000 claims description 6
- 239000002344 surface layer Substances 0.000 claims description 6
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 5
- 230000009467 reduction Effects 0.000 claims description 5
- 229910000838 Al alloy Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 238000005452 bending Methods 0.000 claims description 4
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 4
- 238000005520 cutting process Methods 0.000 claims description 4
- 125000004122 cyclic group Chemical group 0.000 claims description 4
- 229910052575 non-oxide ceramic Inorganic materials 0.000 claims description 4
- 239000011225 non-oxide ceramic Substances 0.000 claims description 4
- 239000013078 crystal Substances 0.000 claims description 3
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 claims description 3
- 238000000227 grinding Methods 0.000 claims description 3
- 239000002245 particle Substances 0.000 claims description 3
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 3
- 230000001681 protective effect Effects 0.000 claims description 3
- 239000000377 silicon dioxide Substances 0.000 claims description 3
- 239000007787 solid Substances 0.000 claims description 3
- 229910000883 Ti6Al4V Inorganic materials 0.000 claims description 2
- 238000004026 adhesive bonding Methods 0.000 claims description 2
- PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N aluminium oxide Inorganic materials [O-2].[O-2].[O-2].[Al+3].[Al+3] PNEYBMLMFCGWSK-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims description 2
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 2
- 238000002844 melting Methods 0.000 claims description 2
- 238000005266 casting Methods 0.000 claims 5
- QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N atomic oxygen Chemical compound [O] QVGXLLKOCUKJST-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 4
- 239000011521 glass Substances 0.000 claims 4
- 229910052760 oxygen Inorganic materials 0.000 claims 4
- 239000001301 oxygen Substances 0.000 claims 4
- 239000011248 coating agent Substances 0.000 claims 3
- 238000000576 coating method Methods 0.000 claims 3
- 238000011161 development Methods 0.000 claims 3
- 229910052907 leucite Inorganic materials 0.000 claims 3
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 claims 3
- 239000010453 quartz Substances 0.000 claims 3
- 230000001603 reducing effect Effects 0.000 claims 3
- 238000005245 sintering Methods 0.000 claims 3
- 239000005995 Aluminium silicate Substances 0.000 claims 2
- KDLHZDBZIXYQEI-UHFFFAOYSA-N Palladium Chemical compound [Pd] KDLHZDBZIXYQEI-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 2
- 235000012211 aluminium silicate Nutrition 0.000 claims 2
- 238000005524 ceramic coating Methods 0.000 claims 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 claims 2
- 239000010433 feldspar Substances 0.000 claims 2
- PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N gold Chemical compound [Au] PCHJSUWPFVWCPO-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 2
- 239000010931 gold Substances 0.000 claims 2
- 229910052737 gold Inorganic materials 0.000 claims 2
- 238000000338 in vitro Methods 0.000 claims 2
- NLYAJNPCOHFWQQ-UHFFFAOYSA-N kaolin Chemical compound O.O.O=[Al]O[Si](=O)O[Si](=O)O[Al]=O NLYAJNPCOHFWQQ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 2
- 230000014759 maintenance of location Effects 0.000 claims 2
- 239000010970 precious metal Substances 0.000 claims 2
- 238000006748 scratching Methods 0.000 claims 2
- 230000002393 scratching effect Effects 0.000 claims 2
- 206010020751 Hypersensitivity Diseases 0.000 claims 1
- YKTSYUJCYHOUJP-UHFFFAOYSA-N [O--].[Al+3].[Al+3].[O-][Si]([O-])([O-])[O-] Chemical compound [O--].[Al+3].[Al+3].[O-][Si]([O-])([O-])[O-] YKTSYUJCYHOUJP-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 230000000172 allergic effect Effects 0.000 claims 1
- UQZIWOQVLUASCR-UHFFFAOYSA-N alumane;titanium Chemical compound [AlH3].[Ti] UQZIWOQVLUASCR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 239000002734 clay mineral Substances 0.000 claims 1
- 238000011960 computer-aided design Methods 0.000 claims 1
- 230000002950 deficient Effects 0.000 claims 1
- 239000004053 dental implant Substances 0.000 claims 1
- 230000001066 destructive effect Effects 0.000 claims 1
- KZHJGOXRZJKJNY-UHFFFAOYSA-N dioxosilane;oxo(oxoalumanyloxy)alumane Chemical compound O=[Si]=O.O=[Si]=O.O=[Al]O[Al]=O.O=[Al]O[Al]=O.O=[Al]O[Al]=O KZHJGOXRZJKJNY-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 claims 1
- 230000004907 flux Effects 0.000 claims 1
- 230000007062 hydrolysis Effects 0.000 claims 1
- 238000006460 hydrolysis reaction Methods 0.000 claims 1
- 239000002075 main ingredient Substances 0.000 claims 1
- 150000002739 metals Chemical class 0.000 claims 1
- 238000000465 moulding Methods 0.000 claims 1
- 229910052863 mullite Inorganic materials 0.000 claims 1
- 230000000399 orthopedic effect Effects 0.000 claims 1
- 230000003647 oxidation Effects 0.000 claims 1
- 238000007254 oxidation reaction Methods 0.000 claims 1
- TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N oxo(oxoalumanyloxy)alumane Chemical compound O=[Al]O[Al]=O TWNQGVIAIRXVLR-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- SOQBVABWOPYFQZ-UHFFFAOYSA-N oxygen(2-);titanium(4+) Chemical class [O-2].[O-2].[Ti+4] SOQBVABWOPYFQZ-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 229910052763 palladium Inorganic materials 0.000 claims 1
- 238000005191 phase separation Methods 0.000 claims 1
- 229910052573 porcelain Inorganic materials 0.000 claims 1
- 230000000750 progressive effect Effects 0.000 claims 1
- 230000009257 reactivity Effects 0.000 claims 1
- KKCBUQHMOMHUOY-UHFFFAOYSA-N sodium oxide Chemical compound [O-2].[Na+].[Na+] KKCBUQHMOMHUOY-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- 229910001948 sodium oxide Inorganic materials 0.000 claims 1
- 230000000087 stabilizing effect Effects 0.000 claims 1
- 210000001562 sternum Anatomy 0.000 claims 1
- 239000000758 substrate Substances 0.000 claims 1
- 238000001356 surgical procedure Methods 0.000 claims 1
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 claims 1
- 230000003313 weakening effect Effects 0.000 claims 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 35
- 238000003860 storage Methods 0.000 description 18
- 238000002149 energy-dispersive X-ray emission spectroscopy Methods 0.000 description 15
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 7
- 230000035882 stress Effects 0.000 description 7
- 210000004268 dentin Anatomy 0.000 description 6
- 238000010884 ion-beam technique Methods 0.000 description 6
- 230000001143 conditioned effect Effects 0.000 description 5
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 5
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 5
- 210000004877 mucosa Anatomy 0.000 description 5
- 238000011282 treatment Methods 0.000 description 5
- 241000047703 Nonion Species 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 238000004381 surface treatment Methods 0.000 description 4
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 3
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 3
- 238000010438 heat treatment Methods 0.000 description 3
- 239000003605 opacifier Substances 0.000 description 3
- 238000007788 roughening Methods 0.000 description 3
- 238000001878 scanning electron micrograph Methods 0.000 description 3
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 3
- 238000009736 wetting Methods 0.000 description 3
- JXVIIQLNUPXOII-UHFFFAOYSA-N Siduron Chemical compound CC1CCCCC1NC(=O)NC1=CC=CC=C1 JXVIIQLNUPXOII-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 230000032683 aging Effects 0.000 description 2
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 2
- 229910003460 diamond Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010432 diamond Substances 0.000 description 2
- 238000001035 drying Methods 0.000 description 2
- 229910021421 monocrystalline silicon Inorganic materials 0.000 description 2
- 230000000704 physical effect Effects 0.000 description 2
- 238000005498 polishing Methods 0.000 description 2
- 238000009771 scanning electron microscopy-energy dispersive analysis Methods 0.000 description 2
- 230000008646 thermal stress Effects 0.000 description 2
- XOLBLPGZBRYERU-UHFFFAOYSA-N tin dioxide Chemical compound O=[Sn]=O XOLBLPGZBRYERU-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 2
- 150000003608 titanium Chemical class 0.000 description 2
- 229910018068 Li 2 O Inorganic materials 0.000 description 1
- 241000282320 Panthera leo Species 0.000 description 1
- 229910004298 SiO 2 Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000009471 action Effects 0.000 description 1
- 230000002411 adverse Effects 0.000 description 1
- RHZUVFJBSILHOK-UHFFFAOYSA-N anthracen-1-ylmethanolate Chemical compound C1=CC=C2C=C3C(C[O-])=CC=CC3=CC2=C1 RHZUVFJBSILHOK-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 239000003830 anthracite Substances 0.000 description 1
- 238000009835 boiling Methods 0.000 description 1
- 238000001311 chemical methods and process Methods 0.000 description 1
- 239000003795 chemical substances by application Substances 0.000 description 1
- 238000004140 cleaning Methods 0.000 description 1
- 229910052681 coesite Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000001875 compounds Chemical class 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 239000002537 cosmetic Substances 0.000 description 1
- 229910052906 cristobalite Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000003298 dental enamel Anatomy 0.000 description 1
- 238000000151 deposition Methods 0.000 description 1
- 230000008021 deposition Effects 0.000 description 1
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 1
- 229940013191 edex Drugs 0.000 description 1
- 230000005489 elastic deformation Effects 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 1
- 239000006112 glass ceramic composition Substances 0.000 description 1
- 229910001385 heavy metal Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000006872 improvement Effects 0.000 description 1
- 229910052500 inorganic mineral Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 1
- 238000010849 ion bombardment Methods 0.000 description 1
- 239000000314 lubricant Substances 0.000 description 1
- 238000003754 machining Methods 0.000 description 1
- 230000008018 melting Effects 0.000 description 1
- 239000007769 metal material Substances 0.000 description 1
- 229910044991 metal oxide Inorganic materials 0.000 description 1
- 150000004706 metal oxides Chemical class 0.000 description 1
- 239000011707 mineral Substances 0.000 description 1
- 238000002161 passivation Methods 0.000 description 1
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 1
- 229920000728 polyester Polymers 0.000 description 1
- 238000002360 preparation method Methods 0.000 description 1
- 230000002035 prolonged effect Effects 0.000 description 1
- GMVPRGQOIOIIMI-DWKJAMRDSA-N prostaglandin E1 Chemical compound CCCCC[C@H](O)\C=C\[C@H]1[C@H](O)CC(=O)[C@@H]1CCCCCCC(O)=O GMVPRGQOIOIIMI-DWKJAMRDSA-N 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 238000010008 shearing Methods 0.000 description 1
- 235000012239 silicon dioxide Nutrition 0.000 description 1
- 238000010583 slow cooling Methods 0.000 description 1
- 238000004544 sputter deposition Methods 0.000 description 1
- 229910052682 stishovite Inorganic materials 0.000 description 1
- 229920003002 synthetic resin Polymers 0.000 description 1
- 239000000057 synthetic resin Substances 0.000 description 1
- NMJKIRUDPFBRHW-UHFFFAOYSA-N titanium Chemical compound [Ti].[Ti] NMJKIRUDPFBRHW-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910021341 titanium silicide Inorganic materials 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 229910052905 tridymite Inorganic materials 0.000 description 1
- 210000003462 vein Anatomy 0.000 description 1
- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 1
- XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N water Substances O XLYOFNOQVPJJNP-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K6/00—Preparations for dentistry
- A61K6/80—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth
- A61K6/802—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth comprising ceramics
- A61K6/816—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth comprising ceramics comprising titanium oxide
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K6/00—Preparations for dentistry
- A61K6/80—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth
- A61K6/802—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth comprising ceramics
- A61K6/807—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth comprising ceramics comprising magnesium oxide
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
- A61K6/00—Preparations for dentistry
- A61K6/80—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth
- A61K6/84—Preparations for artificial teeth, for filling teeth or for capping teeth comprising metals or alloys
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Plastic & Reconstructive Surgery (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Ceramic Engineering (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Ceramic Products (AREA)
- Dental Preparations (AREA)
- Materials For Medical Uses (AREA)
- Glass Compositions (AREA)
Abstract
1 . Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego, znamienny tym, ze jony krzemu (4) wprowadza sie na powierzchnie (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystosci lub tytanowego stopu, poprzez im plantacje jonowa promieniowaniem jonowym (3), miedzy atomy (5) tytanu lub atomy (5) stopu tytanowego z wy- tworzeniem warstwy tytanowo-krzemowej (2) na po- wierzchni (1) korpusu w warstwie penetracyjnej implanta cji jonowej, po czym materialy krystaliczne niemetalicz- no-nieorganiczne naklada sie w wysokiej temperaturze, formujac na korpusie kompozyt. 13. Tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny, znamienny tym, ze sklada sie z korpusu z tytanu o wyso- kiej czystosci lub tytanowego stopu, na powierzchni któ- rego umieszczona jest warstwa tytanowo-krzemowa (2), w której jony krzemu (4) usytuowane sa miedzy atomami tytanu (5) lub atomami (5) stopu tytanowego i z niemeta liczno-nieorganicznego materialu krystalicznego osadzo- nego w wysokiej temperaturze na warstwie tytanowo- krzemowej (2). Fig. 1 PL
Description
Przedmiotem wynalazku jest zatem sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego i tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny otrzymany za jej pomocą i dostosowany do poprawy wytrzymałości adhezyjnej czystego tytanu o wysokiej czystości lub stopów tytanowych w przypadku niektórych materiałów ceramicznych na czystym tytanie o wysokiej czystości lub stopie tytanowym.
Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego, według wynalazku polega na tym, że jony krzemu wprowadza się na powierzchnię korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu, poprzez implantację jonową promieniowaniem jonowym, między atomy tytanu lub atomy stopu tytanowego z wytworzeniem warstwy tytanowokrzemowej na powierzchni korpusu w warstwie penetracyjnej implantacji jonowej, po czym materiały krystaliczne niemetaliczno-nieorganiczne nakłada się w wysokiej temperaturze, wykształcając wraz z korpusem kompozytu.
Korzystnie, jony krzemu wprowadza się na powierzchni w postaci molekuł krzemowych.
Implantację jonów krzemu do powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przeprowadza się korzystnie przy dozowaniu jonów 1 x 108 do 1 x 1018 atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV, a najkorzystniej implantację jonów krzemu do powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przeprowadza się przy dozowaniu jonów 9 x 10’1atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
Implantację jonów krzemu do powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości w sposobie według wynalazku korzystnie przeprowadza się przy dozowaniu jonów 1 x 10^ do 1 x 10^ atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV a najkorzystniej implantację jonów krzemu do powierzchni, korpusu tytanu o wysokiej czystości przeprowadza się przy dozowaniu jonów 3 x 1017 atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
183 759
W sposobie według wynalazku korzystnie stosuje się tytan o wysokiej czystości zawierający w następujących proporcjach (określonych w % wagowych):
0,a, 0,12
N™ 0,05
Cmac 0,06
0,013
Ti pozostałość.
Jako stop tytanowy w sposobie według wynalazku stosuje się stop tytanowowanadowo-glinowy Ti-6A1-4V o następującym składzie wagowym: Ti 92%, Al 6%, V 4%.
Natomiast jako niemetaliczno-nieorganiczne materiały krystaliczne korzystnie stosuje się materiały szklano-ceramiczne, nietlenkowe tworzywa ceramiczne lub tlenkowe tworzywa ceramiczne.
W przypadku implantowanego korpusu z tytanu o wysokiej czystości korzystnie wypala się krystaliczny, niemetaliczno-nieorganiczny dentystyczny materiał ceramiczny.
Przed implantacjąjonową, korpusowi z tytanu o wysokiej czystości można nadać kształt podstawowego korpusu do protezy dentystycznej, natomiast warstwę tytanowo-krzemową tworzy się na całej powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości utworzonego jako podstawowy korpus do protezy dentystycznej i dentystyczny materiał ceramiczny wypala się na pojedynczych częściach powierzchni, przy czym dentystyczny materiał ceramiczny wypala się na co najmniej tych częściach podstawowego korpusu do protezy dentystycznej, które tworzą obszary zębowe i obszary kontaktu z błoną śluzową.
Korzystnie w sposobie według wynalazku dentystyczny materiał ceramiczny można wypalać na warstwie tytanowo-krzemowej w czterech cyklach wypalania:
1- y cykl: spoiwo i/lub substancja do preemyw/ania i wypalania
2- i cykl: wypalanie podstawowego korpusu
3- i cykl: wypiahmie zębiny
4- y cykl: wypalanie do uzyskania p^oły^s^luu.
Korzystnie według wynalazku impl^it^ic^jonową powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości, powierzchniową warstwę tlenku tytanu usuwa się przez skrawanie. Również korzystniej po usunięciu warstwy tlenku tytanu z powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości, powierzchnię szorstkuje się piaskowaniem przy użyciu korundu (a-Al2C3) o wielkości cząsteczki 50 -250 pm.
Według rozwiązania zgodnego z wynalazkiem, uzyskuje się wzrost przyczepności niemetaliczno-nieorganicznego, materiału krystalicznego zastosowanego do tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego.
Szczególnie, dokonuje się zmniejszenia cyklu temperaturowego, co wynika z przedłużonego stosowania kształtek sporządzonych z tego materiału.
Stwierdzono, że szczególnie korzystnym jest jeśli przed implantacją jonową powierzchni korpusu z czystego tytanu powierzchniowa warstwa tlenku tytanu zostanie usunięta poprzez skrawanie, a następnie szorstkowanie w gazowej atmosferze ochronnej za pomocą zmielonego krzemu monokrystalicznego (Simn) o ziarnistości 50 do 300 pm.
Alternatywnie, po usunięciu warstwy tlenku tytanu z powierzchni struktury czystego tytanu, powierzchnia jest szorstkowana poprzez piaskowanie przy użyciu korundu (α -Al203) o wielkości cząsteczki 50 - 250 pm.
Według rozwiązania zgodnego z wynalazkiem możliwe jest, aby przed implantacjąjonową, korpus z tytanu o wysokiej czystości był w pełni ukształtowany jako podstawowy element do protezy dentystycznej i wówczas poza wypalaniem na materiale dentystycznym, nie przeprowadza się dodatkowej obróbki korpusu po utworzeniu warstwy tytanowo-krzemowej w powierzchni korpusu.
W preferowanej realizacji wynalazku warstwa tytanowa-krzemowa tworzy się na całej powierzchni struktury tytanu o wysokiej czystości jako podstawowy element do protezy dentystycznej i dentystyczny materiał ceramiczny do licowania tytanowego jest wypalany
183 759 na pojedynczych częściach powierzchni, przy czym dentystyczny materiał ceramiczny jest wypalany na co najmniej tych częściach podstawowego elementu do protezy dentystycznej, które tworzą obszary zębowe i obszary kontaktu z błoną śluzową.
Zmniejsza to koszty wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego zastosowanego do protez dentystycznych. Blokuje to również ucieczkę jonów tytanu z korpusu tytanu o wysokiej czystości do obszaru jamy ustnej.
Przed implantacją jonową, korpus z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego jest utworzony w postaci kształtki do stosowania w zakresie wysokich temperatur od 600 do 3600°C i, poza termicznym nakładaniem, niemetaliczno-nieorganicznego materiału krystalicznego, nie przeprowadza się dodatkowej obróbki korpusu po utworzeniu warstwy tytanowo-krzemowej w powierzchni korpusu.
Korzystnie, taką kształtkę stosuje się w silnikach i zespołach napędowych pojazdów silnikowych oraz w lotnictwie i kosmonautyce.
Tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny, według wynalazku składa się z korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu, na powierzchni którego umieszczona jest warstwa tytanowo-krzemowa 2, w której jony krzemu 4 usytuowane są między atomami tytanu 5 lub atomami 5 stopu tytanowego i z niemetaliczno-nieorganicznego materiału krystalicznego osadzonego w wysokiej temperaturze na warstwie tytanowo-krzemowej 2.
Grubość warstwy tytanowo-krzemowej 2 na powierzchni 1 korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu w kompozycie według wynalazku korzystnie odpowiada dawce jonowej 1 x 108 do 1 x 10‘8 atomów/cm5 i energii jonów 30 do 400 KeV, a jeszcze korzystniej dawce jonowej 9 x 1016atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
Natomiast grubość warstwy tytanowo-krzemowej 2 na powierzchni 1 korpusu z tytanu o wysokiej czystości w kompozycie według wynalazku odpowiada dawce jonów 1 x 1012 do 1 x 1018 atomów/cm2 atomów krzemu 4 i energii jonów 30 do 400 KeV a jeszcze korzystniej odpowiada dawce jonów 3 x 10’7 atomów/cm2i energii jonów 150 KeV.
Korzystnie korpus kompozytu według wynalazku składa się z tytanu o wysokiej czystości o następujących proporcjach (określonych w % wagowych):
0.,,, 0,12
Nm 0,05
Cm 0,06
0,013
Ti pozostałość.
Korzystnie kompozyt według wyynlazku zawiera waartwę tytanowo-kk/zmową 2, do której jony krzemu 4 są w postaci molekuł krzemowych.
Jako nirmrtaliczno-nirorganicznr materiały krystaliczne kompozyt według wynalazku korzystnie zawiera materiały szklano-ceramiczne, nirtlrnkowr tworzywa ceramiczne lub tlenkowe tworzywa ceramiczne.
Korpus z tytanu o wysokiej czystości w kompozycie według wynalazku korzystnie w pełni stanowi podstawowy korpus do protezy dentystycznej, będący podstawą do nałożenia ceramicznego materiału dentystycznego, przy czym kompozyt ten korzystnie zawiera warstwę tytanowo-krzemową 2 utworzoną na całej powierzchni 1 korpusu z tytanu o wysokiej czystości, ukształtowanego jako podstawowy korpus do protezy dentystycznej i dentystyczny materiał ceramiczny wypalony na pojedynczych częściach powierzchni 1, a co najmniej na tych częściach podstawowego korpusu, które tworzą obszary zębowe i obszary kontaktu z błoną śluzową.
Tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny zgodny z wynalazkiem może być przeznaczony do stosowania w protezach dentystycznych, w których powierzchnia struktury czystego tytanu jest w postaci warstwy tytanowo-krzemowej, a jony krzemu wprowadza się poprzez implantację jonową między atomy czystego tytanu i w których dentystyczny materiał ceramiczny do licowania tytanowego jest wypalany na warstwie tytanowo-krzemowej.
183 759
Korzystnie, korpus z czystego tytanu o wysokiej czystości, zanim jej powierzchnia przekształci się w warstwę tytanowo-krzemową, jest utworzona całkowicie w postaci podstawowego elementu do protezy dentystycznej i po utworzeniu warstwy tytanowo-krzemowej, ceramiczny materiał dentystyczny jest nakładany na nią poprzez wypalanie w jednej operacji.
W preferowanej realizacji tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego, warstwa tytanowo-krzemowa tworzy się na całej powierzchni struktury tytanu, o wysokiej czystości, która jest w postaci podstawowego elementu do protezy dentystycznej i dentystyczny materiał ceramiczny przeznaczony do licowania tytanowego jest wypalany na pojedynczych częściach powierzchni, a dentystyczny materiał ceramiczny jest wypalany co najmniej na tych częściach podstawowego elementu do protezy dentystycznej, które tworzą obszary zębowe i obszary kontaktu z błoną śluzową.
Tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny można tak skonstruować, że przy stosowaniu w zakresie wysokich temperatur od 600 do 3600°C, powierzchnia tytanu o wysokiej czystości lub tytanowej struktury stopowej tworzona jest jako warstwa tytanowokrzemowa, a jony krzemu wprowadza się poprzez implantację jonową między atomy tytanu lub atomy stopu tytanowego i w której nieorganiczny, niemetaliczny materiał krystaliczny jest osadzany termicznie na warstwie tytanowo-krzemowej, liczny jest osadzany termicznie na warstwie tytanowo-krzemowej.
W przypadku gdy korpus składa się z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego oraz przed implantacją jonową i jest przeznaczony jako obiekt do stosowania w zakresie wysokich temperatur od 600 do 3600°C wówczas, poza termicznym nakładaniem nieorganicznego, niemetalicznego materiału krystalicznego, można nie przeprowadzać dodatkowej obróbki struktury po utworzeniu warstwy tytanowo-krzemowej na powierzchni struktury.
Obiekt znajduje zastosowanie w silnikach i zespołach napędowych w konstrukcji pojazdów silnikowych oraz w lotnictwie i kosmonautyce.
Wynalazek zostanie objaśniony poprzez odwołanie się do jego realizacji wynalazku zilustrowanej przykładami. Na towarzyszących rysunkach:
Figura 1 przedstawia, w postaci wykresu, zmiany powierzchni na skutek implantacji jonowej;
Figura 2 jest graficznym przedstawieniem średnich wartości w MPa wytrzymałości wiązania połączenia i między tytanem poddanym obróbce α -Al3O3 i TIBOND;
Figura 3 jest graficznym przedstawieniem średnich wartości w MPa wytrzymałości wiązania połączenia między tytanem poddanym obróbce α-Al3O3 i VITA TITANKERAMIK;
Figura 4 jest graficznym przedstawieniem wartości wytrzymałości wiązania między tytanem niepoddanym obróbce α-Al3C>3, i TIBOND;
Figura 5 jest graficznym przedstawieniem średnich wartości w MPa wytrzymałości wiązania połączenia między tytanem niepoddanym obróbce α-Al2O3 i VITA TITANKERAMIK;
Figura 6 przedstawia układ punktów pomiarowych w analizach EDAX;
Figura 7 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego (SEM) połączenia między tytanem poddanym obróbce α-Al203 i TIBOND, TC, 512 powiększenie 3300 : 1 z implantacjąjonową;
Figura 8 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego, połączenia tytan, poddany obróbce α-Al203/TIB0ND, TC, powiększenie 3200 : 1 bez implantacji jonowej;
Figura 9 jest fotografią REM połączenia tytan, poddany obróbce α-Al2O,/VITA TITANKERAMIK, TC, powiększenie 3200 : 1 z implantacjąjonową;
Figura 10 jest fotografią REM połączenia tytan, poddany obróbce α-Al203/VITA TITANKERAMIK, TC, powiększenie 3200 : 1 bez implantacji jonowej;
Figura 11 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego połączenia: tytan, niepoddany obróbce α-Al^/TEBOND, TC, powiększenie 2000:1 z implantacjąjonową;
Figura 12 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego połączenia tytan, niepoddany obróbce α-Al203/TIB0ND, TC, powiększenie 2000 : 1 bez implantacji jonowej;
Figura 13 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego połączenia tytan, niepoddany obróbce α-Al203/VITA TITANKERAMIK, TC, powiększenie 2000 : 1 z implantacj ą j onową;
183 759
Figura 14 jest fotografią mikroskopu elektronowego skaningowego połączenia: tytan, niepoddany obróbce a-Al203/VlTA TItAnKERAMIK, TC, powiększenie 2000 : 1 bez implantacj i j onowej;
Figura 15 przedstawia obróbkę tytanu poprzez implantację jonową. Podczas implantach jonowej wysokoenergetyczny jon uderza w ciało stałe oraz powoduje w rezultacie różne wzajemne oddziaływania z atomami znajdującymi się blisko powierzchni. Tytan w poniższym tekście oznacza albo tytan o wysokiej czystości albo stop tytanowy.
Jako skutek działania między padającymi jonami oraz elektronami i jądrami atomowymi w bombardowanym materiale, jony zostają odchylone od ich orbity i opisują orbitę wieloboczną oraz statystycznie rozdzielone dochodzą wskutek utraty energii kinetycznej do stanu spoczynku.
W sposobie wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego, w czasie implantacji jonowej wprowadza się jony krzemu 4 w strefę penetracyjną między atomy tytanu 5 za pomocą wiązki jonowej 3 na powierzchnię 1 korpusu tytanowego. Na Fig. 1 jony krzemu 4 są przedstawione jako czarne, a jony tytanu 5 jako białe. Rezultatem jest warstwa tytanowo-krzemowa 2. Utworzenie warstwy tytanowo-krzemowej 2 - zależy jednakże od masy jonów krzemu 4 i atomów tytanu 5, oraz od parametrów implantacji, tj. energii jonów i dozowania j onów.
Implantacja jonów krzemu 4 w powierzchnię 1 korpusu tytanowego jest przeprowadzana przy dozowaniu jonów 1 x 108 do 1 x 1018 atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV. Korzystnie jest pracować przy dozowaniu jonów 9 x 10” do i energii jonów 150 KeV.
Warstwa tytanowo-krzemowa 2 wprowadzona jako warstwa obcego pierwiastka poprzez implantację w powierzchnię tytanową nie tworzy dodatkowej warstwy na tej powierzchni i w efekcie nie zmienia się ani kształt ani dokładność dopasowania kształtki sporządzonej z tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego.
Nie ma również zmian we własnościach fizycznych i chemicznych całej kształtki na skutek implantacji jonów krzemu 4. Przeciwnie, jedynie tytanowo-ceramiczny obszar kontaktu podlega pożądanym zmianom. Pod względem chemicznym, implantacja jonowa jest procesem nierównowagi, to znaczy, wprowadzenie obcego pierwiastka nie podlega żadnemu termodynamicznemu ograniczeniu wynikającemu z równowagi rozpuszczalności lub wielkości dyfuzji jonów. Zatem standardowo nierozpuszczalne pierwiastki nie mogą być mieszane tym sposobem mając na uwadze wybrane jony krzemu 4, możliwe do uzyskania stężenia są dużo wyższe niż te odpowiadające jego rozpuszczalności (mniejsze niż 1 atom/% w tytanie).
Stężenie krzemu wystarczające dla pasywacji powierzchni tytanowej 1 można uzyskać otrzymać przez implantację jonową. Korzystnie również tutaj wprowadza się jony krzemu w postaci molekuł krzemowych w warstwę tytanowo-krzemową 2.
Temperatura stałego korpusu tytanowego podczas implantacji jonowej jest kontrolowana i może być utrzymywana poniżej 100°C, eliminując tym sposobem wpływy termiczne, które mogłyby oddziałowywać na kształtki o wysokiej dokładności dopasowania, z powodu możliwej konwersji alotropowej korpusu zawierającego składnik tytanowy z a do β kryształów.
Warstwa tytanowo-krzemowa 2 utworzona przez implantację jonową ma znakomitą przyczepność. Możliwe jest zamrożenie powstałego związku chemicznego, ponieważ w dużym stopniu nie oddziałowy wująna niego prawa termodynamiki.
Na tak przetworzoną powierzchnię tytanową 1 nakłada się w wysokiej temperaturze krystaliczne materiały niemetaliczne i tworzy się z nią wiązanie adhezyjne.
Odpowiednie są następujące niemetaliczno-nieorganiczne, materiały krystaliczne: materiały szklano-ceramiczne, nietlenkowe tworzywa ceramiczne lub tlenkowe tworzywa ceramiczne. Materiały te mogą być nakładane na powierzchnię 1 korpusu tytanowego, to znaczy, tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przetworzonego poprzez implantację jonów krzemu 4. Mają one dużo wyższą przyczepność niż gdyby zastosowano je na nieprzetworzone struktury. Zostanie to wytłumaczone bardziej szczegółowo w poniższym tekście, stosując jako przykład tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny zgodnie z wynalazkiem.
183 759
Odpowiednim stopem tytanowym jest stop tytanowo-wanadowo-glinowy Ti-6Al-4V o następującym składzie wagowym: Ti 92%, Al. 6%, 0 4%.
Zakłada się, że zastosowany stop tytanowy spełnia specjalne wymagania dotyczące stosowania i ewentualnych metod produkcji. Tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny tworzy powierzchnię 1 korpusów, które mająjuż kształt elementów gotowych do użytku. Jest to możliwe ponieważ, jak już to przedstawiono, nie nakłada się żadnych dodatkowych warstw na powierzchnię tytanową 1, a temperatura podstawowego korpusu tytanowego jest utrzymywana poniżej 100°C podczas implantacji jonowej, tak, że nie może wystąpić odkształcenie na skutek ogrzewania.
Badania wykazały, że tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny jest szczególnie odpowiedni do zastosowania w protezach dentystycznych.
W sposobie wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego zastosowanego w protezach dentystycznych jony krzemu 4 są wprowadzane między jony tytanu 5 w powierzchni 1 korpusu z czystego tytanu poprzez implantację z zastosowaniem wiązek jonowych 3, w wyniku czego tworzy się warstwa tytanowo-krzemowa 2 w powierzchni 1 korpusu w warstwie penetracyjnej implantacji jonowej.
Z medycznych przyczyn dentystycznych konieczne jest zastosowanie tytanu o wysokiej czystości.
Dentystyczny materiał ceramiczny specjalnie opracowany dla licowania tytanu był wypalany na tak przetworzonej powierzchni tytanowej 1 zgodnie z instrukcjami producenta.
Konieczne są cztery podstawowe cykle wypalania przy wytwarzaniu tytanowoceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego stosowanego w protezach dentystycznych. Cykle wypalania to:
-y cy^^li spoiwo i/lub materiał do ppremywaniajWypajama
2- i cykl: vypjajMlie podajawowego koppusu
3- i cykl: zębiny
4- y cykl: wypaaamc do pofysku.
Inne cykle wypalania, takie jak kosmetyczne wypalanie koloru nie są niezbędne.
Poniżej przedstawiono kilka przykładów realizacji sposobu oraz rezultaty wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego zastosowanego w protezach dentystycznych.
Przykład 1: Przygotowanie tytanu.
W niniejszych badaniach zastosowano tytan nie będący stopem Ti 2 jak podano w tabeli 1.
Tabela 1
Skład chemiczny czystego tytanu zgodnie z DIN 17850
| Materiał | Skład chemiczny (% wagowe) | |||||
| Symbol | Numer | 0™ | Nna | c '“'ma* | Ti | |
| Ti 1 | 3,07025 | 0,12 | 0,05 | 0,06 | 0,013 | pozostałość |
| Ti 2 | 3,07035 | 0,18 | 0,05 | 0,06 | 0,013 | pozostałość |
| Ti 3 | 3,07055 | 0,25 | 0,05 | 0,06 | 0,013 | pozostałość |
| Ti 4 | 3,07065 | 0,35 | 0,05 | 0,06 | 0,013 | pozostałość |
Fizyczne własności tytanu nie będącego stopem podano w tabeli 2.
183 759
Tabela 2
Fizyczne własności tytanu nie będącego stopem
| Liczba atomowa | 22 |
| Masa atomowa | 47,8 |
| Gęstość (g/cm3) | 4,51 |
| Temperatura topnienia (°C) | 1688 |
| Temperatura wrzenia (°C) | 3260 |
| Twardość Vickersa | 80 - 105 |
| Wytrzymałość na rozciąganie (MPa) | |
| Zgniot | 450 |
| Odlew | 850 |
| Wydłużenie po przerwaniu próbki (%) | 15-20 |
| Współczynnik rozszerzalności cieplnej (VK) | 9,6 x 10- |
| Przewodność cieplna (W/mK) | 21,4 |
W próbie ścinania SCHMITZ-SCHULMEYERa nie będący stopem, ciągniony tytan Ti 2 był zastosowany w postaci wydłużonych prostopadłościanów o długości krawędzi 5,9 x 5,9 x 1000 mm.
Sześciany o wymiarach 5,9 x 5,9 mm ścięły te prostopadłościany. Ważną zaletą niniejszego badania jest to, że uzyskuje się kształtki pozbawione wgłębień z powierzchnią pozbawioną warstwy a. Procedura ta umożliwia uniknięcie trudności związanych z określonym usuwaniem tej warstwy i z ewentualnym powstawaniem niejednorodnej trwałości wymiarowej próbek pomiarowych.
Powierzchnie przeznaczone do licowania materiałami ceramicznymi poddane zostały dwóm różnym mechanicznym obróbkom powierzchni.
Po pierwsze, w celu usunięcia powierzchniowej warstwy tlenku tytanu, powierzchnię poddano skrawaniu za pomocą frezu przestawnego, uzyskując określoną grubość materiału. Następnie, połowę próbek szorstkowano za pomocą piaskowania przy użyciu korundu o wielkości ziarna 250 pm.
Wielkość ziarna utrzymywała się na górnej granicy zakresu od 50 do 250 pm.
Następne badania wykazały, że po usunięciu powierzchniowej warstwy tlenku tytanu, można przeprowadzić szorstkowanie za pomocą zmielonego krzemu monokrystalicznego Simon o ziarnistości 50 do 300 pm w gazowej atmosferze ochronnej.
Szorstkowanie powierzchni 1 i towarzyszący mu wzrost adhezyjnej powierzchni tytanowo-ceramicznej oraz wzrost adhezji mechanicznej pominięto w przypadku drugiej połowy próbek pomiarowych. Badanie tej partii kontrolnej miało na celu stwierdzenie, czy chemiczna przyczepność licowania ceramicznego zmniejsza się poprzez modyfikację jonową.
Po trwającym kwadrans spoczynku w pasywacji powierzchni tytanowej, oczyszczono ją za pomocą oczyszczarki strumieniowej parowej.
Przykład 2: Modyfikacja powierzchni za pomocą implantacji jonowej
Dwie partie, które przeszły różne mechaniczne obróbki powierzchni podzielono. Połowę poddano modyfikacji za pomocą implantacji jonowej. Sprzętem użytym do implantacji był LINIOWY IMPLANTER JONOWY LION 6000 wyprodukowany przez LEYBOLDa AG of Hanau.
Implantacja jonowa została przeprowadzona z jonami krzemu 4. Założono, że strefa penetracyjna między atomami tytanu 5 i jonami krzemu 4 pojawiła się w powierzchni 1 próbek pomiarowych. Z powodu swych własności chemicznych, powstała warstwa tytanowokrzemowa 2 blokowała reakcje na powierzchni tytanowej 1 (fig. 1).
183 759
Dozowanie jonów wynosiło 3 x 10^ atomów/cm2, a energia jonów wynosiła 150 KeV.
Preferowany zakres wynosił 1 x 1012 i 1 x 1013 atomów/cm2 dla dozowania jonów i 30 do 400 KeV dla energii jonów.
Próbki pomiarowe niemodyfikowane przez implantację krzemową służą, jako partia kontrolna do badania wpływu implantacji jonowej na adhezyjne wiązanie tytanowoceramiczne.
Przykład 3: Zastosowane tytanowe materiały cermiczne.
Do licowania próbek pomiarowych zastosowano następujące specjalne tytanowe materiały ceramiczne:
-VITA TITANKERAMIK, wyprodukowany przez VITA ZAHNFABRIK/Bad Sackingen, i
-TIBOND, wyprodukowany przez DE TREY/DENTSPLY/ Dreieich.
Tabela 3 podaje skład w % wagowych tytanowego materiału ceramicznego VITA TITANKERAMIK:
Tabela 3
VITA TITANKERAMIK, skład w % wagowych
| Łącznik | Zmętniacz | Zębina/szkliwo | |
| SiO2 | 61,2 - 64,0 | 59,9-62,1 | 67,1 - 69,0 |
| Al2O3 | 6,2 - 6,6 | 7,3 - 7,7 | 7,2 - 7,5 |
| K2O | 3,2 - 3,7 | 7,1 - 7,6 | 8,2 - 8,7 |
| Na2O | 5,1 -5,4 | 5,3 - 5,7 | 6,0 - 6,3 |
| CaO | 4,5 - 5,0 | 10- 1,3 | 1,1 - 1,4 |
| B2O3 | ... | 6,1 - 6,9 | 8,0 - 8,4 |
| BaO | 2,0 - 2,3 | 0,1 -0,3 | ... |
| SnO2 | 2,1 - 2,5 | 2,1-2,7 | ... |
| MgO | 0,5 - 0,8 | 8,0 - 8,4 | ... |
| Ti2O | 8,0 - 8,4 | — |
Poniższa tabela 4 podaje parametry wypalania podane przez VITA ZAHNFABRIK, Bad Sackingen, w instrukcjach dotyczących obróbki i stosowane podczas cykli wypalania.
Tabela 4
TITANKERAMIK, parametry wypalania
| VITA TITAN- KERAMIK | Temp. podtrzymywania °C | Temp. spiekama °C | Czas suszema wstępnego | Czas podgrzewania | Czas utrzymywania | Próżnia | Wolne chłodzenie |
| Łącznik | 600 | 800 | 6 min | 1 min | 7 min | 7 min | + |
| Podstawa/zmętniacz | 400 | 790 | 2 min | 3 min | 1 min | 4 min | + |
| Zębina | 400 | 770 | 6 min | 7 min | 1 min | 8 min | + |
| Regulacja | 400 | 770 | 6 min | 7 min | 1 min | 8 min | + |
| Połysk | 400 | 770 | 3 min | 3 min | 2 min | ... | + |
183 759
Tabela 5 przedstawia skład tytanowego materiału ceramicznego „TIBOND”:
Tabela 5
TIBOND, skład w % wagowych
| Spoiwo | Zmętniacz | Zębinaiszkliwo | |
| SiO2 | 63-65 | 44,1 -45,5 | 64-66 |
| Al2O3 | 6-7 | 8,4-9,1 | 12- 13 |
| K2O | 7-8 | 6,3 - 7,0 | 7-9 |
| Na2O | 5-6 | 4,2 - 4,9 | 5-6 |
| Li2O | 2-3 | 0,7 - 1,4 | 1-2 |
| CaO | 3-4 | H-2,1 | 1 -2 |
| B2A3 | 10-11 | 2,8 - 3,5 | 5-7 |
Następna tabela 6 podaje parametry wypalania podane przez DE TREY DENTSPLYiDreieich w instrukcjach dotyczących obróbki i stosowane podczas cykli wypalania:
Tabela 6
TIBOND, parametry wypalania
| VITA TITANKERAMIK | Temp. podtrzymywania °C | Temp. spiekama °C | Czass suszenia wstępnego | Czas podgrzewania | Czas utrzymywania | Próżnia |
| Spoiwo | 650 | 780 | 2 min | 2 min | 3 min | 1 min |
| Podstawa/zmętn iacz | 650 | 760 | 3 min | 3 min | 3 min | 2 min |
| Zębina | 650 | 750 | 6 min | 3 min | 2 min | 4 min |
| Regulacja | 650 | 750 | 6 min | 3 min | 2 min | 4 min |
| Połysk | 650 | 740 | 3 min | 3 min | 2 min | ... |
Przykład 4: Badanie wytrzymałości wiązania
Przyczepność licowań ceramicznych na szkieletach tytanowych może być zbadana w mechanicznym badaniu przełomu w celu określenia wytrzymałości wiązania, które, jeśli wytwarzanie próbki pomiarowej jest faktycznie dokładnie odtwarzalne, daje minimalny rozrzut wyników przy minimalnym technicznym nakładzie.
Ponadto, układ próbek pomiarowych i instalacja do badań powinny być dostateczne dla uzyskania dokładnej ilościowej oceny wytrzymałości wiązania lub sił adhezyjnych. Dzięki układowi badań i procedury, próba ścinania według SCHMITZ-SCHULMEYERa spełnia również te wymagania, podaje dokładną informację na temat rzeczywistych sił adhezyjnych między metalem i materiałem ceramicznym w jego technicznych aspektach, eliminując niekorzystne wpływy, takie jak naprężenia promieniowe i momenty zginające w licowaniu ceramicznym oraz odkształcenia plastyczne lub sprężyste wewnątrz szkieletów metali.
W doświadczeniach zastosowano modyfikowaną wersję próby ścinania według SCHMITZ-SCHULMEYERa.
183 759
Jak już wyjaśniono, próbki pomiarowe do próby ścinania miały kształt sześcianów o długości krawędzi 5,9 mm. Tytanowe próbki pomiarowe licowano tworzywem ceramicznym na jednej powierzchni sześcianu, przy czym pokryta była połowa powierzchni, a druga połowa powierzchni nie.
W przeciwieństwie do przebijaka obciążeniowego poziomu powierzchni podanego przez SCHMITZ-SCHULMEYERa, nasz przebijak obciążeniowy ma postać ciśnieniowego ostrza młotkowego umieszczonego pod katem 45°. Z powodu jego kształtu punkt przyłożenia siły przebijaka obciążeniowego mógłby być ustawiany bez trudu w odtwarzalny sposób bardzo blisko (< 1 mm) przejścia od materiału ceramicznego do metalu. Procedura ta zmniejszyła do minimum nieunikniony moment zginający i zapobiegła przypadkowemu ustawieniu przebijaka obciążeniowego dość daleko od granicy rozdziału spoiwo/materiał podstawowy, aby na wyniki pomiarów miały wpływ siły adhezyjne między spoiwem, a materiałem podstawowym lub wytrzymałość na zginanie.
Sześciany licowane materiałami ceramicznymi umieszczono w specjalnym narzędziu ścinającym oraz badano w urządzeniu do badania nacisku mechanicznego i w zginarce wytrzymałościowej. W każdym momencie istniała możliwość przeniesienia próbek pomiarowych do tej samej pozycji względem przebijaka obciążeniowego. Przebijak obciążeniowy był umieszczony bardzo blisko ostrza metalowego. Tworzywo ceramiczne było obciążane przebijakiem z szybkoścci^ą przesuwu 1,0 mm/min aż do momentu gdy materiał podstawowy całkowicie uległ ścięciu.
Przykład 5: Odbite obrazy SEM i półilościowe analizy EDAX.
Odbite obrazy SEM i półilościowe analizy EDAX próbek pomiarowych poddanych wstępnej obróbce przygotowano w typowych miejscach na wiązaniu.
Figura 6 przedstawia rozmieszczenie punktów pomiarowych w analizie EDAX. Punkt 6 znajduje się około 2 pm wewnątrz struktury tytanowej, a punkt 7 znajduje się na widocznej granicy rozdziału tytan-materiał ceramiczny. Punkty 8, 9 są odpowiednio 2 pm w spoiwie ceramicznym i 5 pm w spoiwie. Obszar dookoła strefy kontaktu między tytanem i materiałem ceramicznym został dodatkowo zbadany na obecność wgłębień z dużą zawartością glinu. Wyniki badań punktowych EDAX na przekrojach SEM porównano z wynikami przyczepności próby ścinania stosując przygotowane odbite elektronowe obrazy.
Przykład 6: Wytwarzanie próbek pomiarowych do próby ścinania według SCHMITZ-SCHULMEYERa
Według obróbki wstępnej lub kondycjonowania powierzchni, próbki pomiarowe podzielono na różne serie pomiarowe, które można by sklasyfikować dla porównania w dwie główne grupy, tj. tytan implantowany jonami i tytan nieimplantowany jonami (tabela 7).
Tabela 7
Kombinacja tytan-materiał ceramiczny
| Tytan implantowany jonami | Tytan nieimplantowany jonami | ||
| Poddany obróbce o-Al2O3 | Niepoddany obróbce o-AljOj | Poddany obróbce o-AljOj | Niepoddany obróbce α-AljOj |
| TIBOND, TR/TC | |||
| VITA/TITANKERAMIK TR/TC |
Do produkcji licowania ceramicznego użyto próżniowego pieca ceramicznego YACUMAT 300 wyprodukowanego przez VITA. Piec ceramiczny jest sterowany mikroprocesorem, dowolnie programowalny i całkowicie automatyczny oraz umożliwia zastosowanie w praktyce wszystkich parametrów wypalania wymienionych w tabelach 4 i 6.
183 759
Po oczyszczeniu powierzchni próbki pomiarowej przeznaczonej do licowania strumieniem pary, tworzywa ceramiczne były stosowane i wypalane zgodnie z instrukcjami producenta w czterech cyklach wypalania dla każdej próbki pomitaowee:
1- y cykl: ppoiwO illub maeeriał do przemywarnia-wypaltmia
2- i cykl: wypa^anne podttawowego koppusu
3- i cykl: ay^^tnιrie zębńyy
4- y cykl: do połysku.
Próbki pomiarowe do próby ścinania były przechowywane w dwóch różnych warunkach:
- Połowa próbek pomiarowych była badana w normalnych warunkach według DIN 50014-23/50-2 po suchym przechowywaniu (TR) przez 24 godziny.
- Druga połowa próbek pomiarowych, po ceramicznym licowaniu, była poddana sztucznemu starzeniu za pomocą 5000 cyklicznych zmian obciążenia termicznego (termocykl, TC) w łaźni wodnej. Różnica temperatur wynosiła 50°C (+5°C <—> + 55°C). Czas utrzymywania w każdym etapie temperaturowym wynosił 60 sekund. Czas przejścia wyniósł 5 sekund. Natychmiast po przeprowadzeniu sztucznego starzenia zbadano siły adhezyjne.
próbek pomiarowych przygotowano dla każdej serii i 10 próbek pomiarowych wybrano wyrywkowo do oceny na żądanie.
Przykład 7: Wytworzenie próbek pomiarowych do analiz SEM-EDAX
Dla analiz SEM-EDAX przygotowano płyty pomiarowe o wymiarach 5x10x3 mm.
Płyta została przydzielona dla wszystkich serii pomiarowych oraz poddana stosownemu kondycjonowaniu powierzchni, obróbce, licowaniu ceramicznemu i przechowywaniu, tj. suchemu przechowywaniu i termocyklowi.
Próbki pomiarowe osadzano następnie w syntetycznej żywicy na bazie poliestru AKEMI-TRANSPARENT wyprodukowanej przez JEAN WIRTZa, po czym schłodzono dostatecznie po utwardzeniu i przepiłowano przez środek wzdłuż 10 mm krawędzi płyty pomiarowej.
W następnej operacji próbki pomiarowe zostały poddane skrawaniu na tarczach ściernych o średnicy 25 cm, o różnych wielkościach ziarna (400 pm, 600 pm, 1000 pm, 1200 pm) na szlifierce (typu TF 250 wyprodukowanej przez JEAN WIRTZa). Końcowego wysokopołyskowego polerowania dokonano za pomocą DIAPAST-u, diamentowej pasty polerującej o wielkości ziarna 6 do 3 pm i diamentowego środka smarującego DIALUb SW wyprodukowanego przez JEAN WIRTZa.
Tak przygotowane próbki uczyniono przewodzącymi dla przeprowadzenia badania SEM poprzez jonowe rozpylanie ich w urządzeniu typu SCD 040 wyprodukowanym przez BALZERS UNIOM.
Badania z zastosowaniem mikroskopu elektronowego skaningowego przeprowadzono w mikroskopie elektronowym 150 MK2 wyprodukowanym przez CAMBRIDGESTERECAM.
Przykład 8: Próba ścinania
Próbę ścinania według SCHMITZ-SCHLMEYERa przeprowadzono na uniwersalnej maszynie kontrolnej typu 1435 ZWICK. Zastosowano ciśnieniomierz 1000 N. Próbki pomiarowe były wkręcone w urządzenie mocujące narzędzia ścinającego, zawsze w tej samej pozycji, względem przebijaka obciążeniowego. Przebijak obciążeniowy zbliżono do powierzchni ceramicznej i obciążano materiał ceramiczny z szybkością przesuwu 1 mmimin, aż do momentu gdy całkowicie uległ ścięciu.
Siły potrzebne do ścięcia materiału ceramicznego mierzono w Newtonach i zapisywano na papierze milimetrowym w taśmowym urządzeniu rejestrującym. Naprężenie ścinające obliczono na podstawie zmierzonej przyłożonej siły i obszaru powierzchni licowanego materiału ceramicznego. Po próbie ścinania odpowiednio zmierzono obszar powierzchni z zastosowaniem stereomikroskopu z dołączonym mikrometrem okularowym. Otrzymano naprężenie ścinające będące miarą sił adhezyjnych, jako siłę podzieloną przez obszar powierzchni, zgodnie ze wzorem:
Naprężenie ścinające mm mm 2
SiłaF(N) Obszar [mm2]
183 759
Naprężenie ścinające w MPa (megapaskale) określono za pomocą komputera połączonego bezpośrednio z uniwersalną maszyną kontrolną ZWICK.
Przykład 9: Wyniki próby ścięcia według SCHMITZ-SCHULMEYERa
Badanie 9.1: Tytan poddany obróbce traktowany α-Al2O3/TIB0ND
Tabela 8 podaje wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z:
- materiałem ceramicznym: TIBOND
- powierzchnią tytanową: poddaną obróbce α-Al2O3, implantowanąjonami.
Tabela 8
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 12,9 | 9,1 |
| 2 | 15,6 | 16,4 |
| 3 | 13,0 | 14,6 |
| 4 | 10,5 | 8,2 |
| 5 | 11,8 | 20,2 |
| 6 | 10,2 | 15,3 |
| 7 | 17,1 | 17,0 |
| 8 | 16,3 | 9,7 |
| 9 | 20,8 | 6,8 |
| 10 | 9,2 | 8,4 |
Oznaczenie symboli, n: numer próbki pomiarowej
TR: suche przechowywanie
TC: termocykl t: naprężenie ścinające w MPa
Tymi samymi symbolami posłużono się w następnych tabelach.
Tabela 9 przedstawia wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z materiałem ceramicznym: TIBOND powierzchnią tytanową: poddaną obróbce α -Al2O3, meimplantowanąjonami.
Tabela 9
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 17,1 | 22,6 |
| 2 | 20,2 | 22,6 |
| 3 | 14,0 | 15,5 |
| 4 | 18,3 | 14,4 |
| 5 | 23,4 | 23,9 |
| 6 | 22,4 | 18,2 |
| 7 | 23,2 | 18,9 |
| 8 | 17,7 | 17,2 |
| 9 | 15,2 | 10,7 |
| 10 | 12,0 | 14,2 |
183 759
W tym celu, przedstawienie graficzne na fig. 2 obrazuje ogólną ideę środkowych wartości dla układu kompozytowego między tytanem poddanym obróbce a,-Al203 i tworzywem ceramiczno-tytanowym TIBOND, łącznie z porównaniem między powierzchniami implantowanymi jonami i nizimplantowanymS jonami w zależności od warunków przechowywania.
Środkowa wartość sił adhezyjnych serii próbek pomiarowych implantowanych jonami wyniosła 18 MPa po suchym przechowywaniu i zmniejszyła się do 17,7 MPa po termocyklu. Natomiast, wartość sił adhezyjnych nizimplanSowanych jonami serii kontrolnych zmniejszyła się z 13 MPa do 12,2 MPa.
Procentowe zmniejszenie sił adhezyjnych po implantacji jonowej wyniosło 1,7%, znacznie mniej niż 6,2% ubytku sił adhezyjnych, w przypadku bez implantacji jonowej.
Bezpośrednie porównanie między seriami implantowanymi jonami i nieimplantowanymi jonami przy podobnych warunkach przechowywania wykazało 27,8% wzrost sił adhezyjnych po implantacji jonowej po suchym przechowywaniu i 31,1% wzrost po termocyklu.
Badanie 9.2: Tytan poddany obróbce α-Al2O3/VITA TITANKERAMIK
Tabela 10 podaje wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z materiałem ceramicznym: VITA TITANKERAMIK powierzchnią tytanową: poddaną obróbce α -Al2O3, impla^^ow^^jonami.
Tabela 10
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 19,2 | 25,0 |
| 2 | 22,0 | 22,8 |
| 3 | 19,5 | 21,1 |
| 4 | 25,9 | 25,6 |
| 5 | 42,9 | 13,8 |
| 6 | 31,3 | 18,5 |
| 7 | 16,1 | 21,4 |
| 8 | 24,1 | 8,2 |
| 9 | 21,0 | 19,6 |
| 10 | 20,4 | 17,9 |
Tabela 11 przedstawia wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z:
-materiałem ceramicznym: TIBOND
-powierzchnią tytanową: poddaną obróbce a-Al2O3, nieimplantowanąjonami.
Tabela 11
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 2 | 3 |
| 1 | 23,7 | 18,7 |
| 2 | 32,5 | 20,2 |
| 3 | 18,1 | 9,8 |
| 4 | 24,9 | 15,6 |
| 5 | 42,9 | 13,8 |
183 759 ciąg dalszy tabeli 11
| 1 | 2 | 3 |
| 6 | 31,3 | 18,5 |
| 7 | 16,1 | 21,4 |
| 8 | 24,1 | 8,2 |
| 9 | 21,0 | 19,6 |
| 10 | 20,4 | 17,9 |
Figura 3 jest graficznym przedstawieniem ogólnego obrazu środkowych wartości wytrzymałości wiązania w MPA w oparciu o wartości pomiarowe.
Wartość dla tytanu implantowanego jonami wyniosła 22 MPa po suchym przechowywaniu i 21,7 MPa po termocyklu.
Wartość dla tytanu nieimplantowanego jonami wyniosła 23,9 MPa po suchym przechowywaniu i 18,2 MPa po termocyklu.
Porównanie między procentowym zmniejszeniem sił adhezyjnych jest następujące: wartość 1,4% dla serii implantowanych jonami w porównaniu z 17,3% dla powierzchni tytanowej nieimplantowanej jonami. Porównanie przy podobnych warunkach przechowywania dało odmienne wyniki.
Przy suchym przechowywaniu siły adhezyjne serii implantowanych jonami są 7,9% poniżej wartości dla serii nieimplantowanych jonami. Po termocyklu wartość dla serii nieimplantowanych jonami jest 16,1% niższa niż dla tytanu implantowanego jonami.
Badanie 9.3: Tytan niepoddany obróbce α-Al203/TIB0ND
Tabela 12 podaje wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z:
- materiałem ceramicznym: TIBOND
- powierzchnią tytanową: niepoddany obróbce α-Al2O3, implantowanąjonami.
Tabela 12
| n. | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 9,0 | 14,4 |
| 2 | 14,7 | 9,8 |
| 3 | 7,8 | 15,6 |
| 4 | 12,0 | 15,0 |
| 5 | 10,2 | 7,8 |
| 6 | 15,0 | 12,3 |
| 7 | 14,9 | 9,8 |
| 8 | 11,5 | 13,5 |
| 9 | 12,6 | 11,6 |
| 10 | 13,8 | 12,0 |
Tabela 13 przedstawia wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z materiałem ceramicznym: TIBOND powierzchnią tytanową: niepoddaną obróbce α -Al2O3, nieimplantow;mąjonaini.
183 759
Tabela 13
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 14,4 | 7,5 |
| 2 | 10,2 | 12,0 |
| 3 | 9,7 | 14,3 |
| 4 | 6,6 | 9,6 |
| 5 | 12,1 | 6,9 |
| 6 | 10,8 | 7,1 |
| 7 | 8,2 | 8,8 |
| 8 | 9,9 | 10,7 |
| 9 | 9,1 | 7,7 |
| 10 | 8,7 | 8,3 |
Przedstawienie graficzne na fig. 4 podaje ogólną ideę środkowych wartości wytrzymałości wiązania w MPa w oparciu o wartości pomiarowe tabel 12 i 13.
Tytan w tych próbkach pomiarowych modyfikowany poprzez implantację jonową miał przyczepność 12,3 MPa po suchym przechowywaniu, zwiększoną do 12,4 MPa po termocyklu.
Bez implantacji jonowej, wartości te wynoszą 9,8 MPa w przypadku suchego przechowywania i 8,6 MPa po termocyklu.
Porównanie między zmianą w przyczepności z implantaąiąjonową i bez niej oraz z modyfikacją wykazuje nieznaczny wzrost 0,8% w porównaniu ze zmniejszeniem 12,2% bez modyfikacji.
Przy suchym przechowywaniu wartość dla tytanu nieimplantowanego jonami była 20,3% niższa niż wartość dla tytanu implantowanego jonami. W porównaniu procentowym po termocyklu wartość dla tytanu nieimplantowanego jonami jest 30,7% niższa niż dla tytanu modyfikowanego jonami.
Badanie 9.4: Tytan niepoddany obróbce α-Al2O3/VITA TITANKERAMIK
Tabela 14 podaje wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z materiałem ceramicznym: VITA TITANKERAMIK powierzchnią tytanową: niepoddaną obróbce α-Al2O3implantowćmąjonami.
Tabela 14
| n | TR t/MPa | TC t/MPa |
| 1 | 14,3 | 12,4 |
| 2 | 17,9 | 10,2 |
| 3 | 24,5 | 17,9 |
| 4 | 12,8 | 27,6 |
| 5 | 16,3 | 22,8 |
| 6 | 8,8 | 22,4 |
| 7 | 22,1 | 16,1 |
| 8 | 15,7 | 19,4 |
| 9 | 13,0 | 22,7 |
| 10 | 13,6 | 25,9 |
183 759
Tabela 15 przedstawia wartości bezwzględne pojedynczych pomiarów dokonanych na próbkach pomiarowych z:
- materiałem ceramicznym: TIBOND
- powierzchnią tytanową: niepoddaną obróbce α-Al2O3, nieimplantowanąjonami.
Tabela 15
| n | TR tiMPa | TC tiMPa |
| 1 | 13,0 | 17,8 |
| 2 | 18,3 | 14,8 |
| 3 | 17,4 | 21,0 |
| 4 | 16,6 | 10,9 |
| 5 | 12,8 | 7,1 |
| 6 | 18,6 | 16,6 |
| 7 | 20,5 | 19,6 |
| 8 | 10,0 | 15,2 |
| 9 | 19,7 | 13,3 |
| 10 | 14,8 | 15,1 |
Figura 15 jest graficznym przedstawieniem ogólnego obrazu środkowych wartości wytrzymałości wiązania w MPa w oparciu o wartości pomiarowe tabel 14 i 15.
Przyczepność implantowanych jonami próbek pomiarowych (20,9 MPa po termocyklu) była 39% wyższa niż wartości uzyskane (15 MPa) po termocyklu. Przyczepność niemodyfikowanych serii kontrolnych wyniosła 17 MPa po suchym przechowywaniu i zmniejszyła się o 10,6% do 15,2 MPa po termocyklu.
Przy suchym przechowywaniu wartość dla tytanu modyfikowanego wiązką jonową była 11,8% niższa niż wartość dla tytanu memodyfikowtmego. Po termocyklu sytuacja jest odwrotna, wartości dla serii niemodyfikowanych były 27,3% niższe niż dla serii modyfikowanych.
Przykład 10: Wyniki badań EDAX i SEM
Na figurze 6 przedstawiono układ punktów w analizach EDAX, opisany już w przykładzie 5 „Odbite obrazy SEM i półilościowe analizy EDAX. Fotografie SEM, jak wykazują to fig. 7 do 14, przedstawiają przejście lub obszar kontaktu między tytanem i materiałem ceramicznym w powiększeniu 2000, 3200 i 3300. Tytan pojawia się jako nie strukturowana lekko szara powierzchnia. W porównaniu z tym szklana ceramiczna matryca ma ciemniejszy, bladoniebieski kolor. Tlenki metalu są rozpoznawane po kolorze, ciemnoszarym do antracytowego. Włączenia o dużej gęstości jonów metali ciężkich mają jasną, barwę do koloru białego. Wyniki przedstawiono odwołując się do próbek pomiarowych poddanych termocyklowi. W poniższych tabelach podano wartości dla najważniejszych pierwiastków (Ti, Si, Al). Bezpośrednie porównanie między próbkami pomiarowymi modyfikowanymi przez implantację jonową z krzemem i próbkami pomiarowymi niemodyfikowanymi poddanymi tej samej mechanicznej obróbce powierzchni z tym samym ceramicznym tworzywem licującym obrazuje wyraźnie zmiany w obszarze kontaktu między tytanem a materiałem ceramicznym wywoływane przez modyfikację.
Część podana jako „pozostałość” w poniższych tabelach oznacza pierwiastki, których nie można było zidentyfikować metodą EDAX.
Badanie 10.1: Tytan, poddany obróbce α-Al2O3iTIB0ND, TC
Figury 7 i 8 przedstawiają fotografie SEM kombinacji: tytan, poddany obróbce α-Al2O3iTIB0ND z termocyklem TC.
183 759
Figury 7 i 8 przedstawiają powierzchnię tytanową szorstkowaną piaskowaniem przy użyciu korundu, z dobrym umocowaniem pomiędzy metalem i materiałem ceramicznym, wykazującą dobre zwilżanie powierzchni tytanowej przez spoiwo. Spoiwo dla próbek pomiarowych implantowanych jonami ma niską porowatość.
W przypadku nieimplantowanej jonami powierzchni (fig. 8) ponad powierzchnią tytanową pojawia się wyraźnie widoczna, pośrednia, krystaliczna, płatkowa warstwa, o szerokości około 6 pm, natomiast praktycznie nie można dostrzec krystalicznych płatków po implantacji jonowej (fig. 7). Stężenia tytanu i krzemu w mierzonych punktach 8 (fig. 6) bez implantacji jonowej były odpowiednio wyższe. Figura 7 i figura 8 wykazują wgłębienia, w których zmierzone stężenia glinu są wyższe (32% dla implantacji jonowej i 92,2% bez implantacji jonowej).
Zmierzone stężenia procentowe podanych pierwiastków podano w tabeli 16.
Tabela 16
Wyniki analizy EDAX dla kombinacji: tytan poddany obróbce a-Al2O3/TIBOND, TC
| 2 pm w metalu (punkt pomiarowy 6) | Obszar kontaktu (punkt pomiarowy 7) | 2 pm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 8) | 5 pm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 9) | |||||
| +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | |
| Ti | 83,4 | 98,9 | 26,5 | 78,3 | 2,7 | 13,7 | 0,8 | 0,9 |
| Si | 6,4 | 0,0 | 20,3 | 2,3 | 40,0 | 51,1 | 34,4 | 35,1 |
| Al | 4,2 | 0,0 | 5,6 | 4,4 | 11,0 | 3,3 | 3,5 | 4,1 |
| Pozostałość | 3,3 | 1,1 | 24,8 | 15,3 | 23,3 | 31,1 | 48,1 | 45,6 |
Badanie 10.2: Tytan, poddany obróbce a-Al2O3/VITA TITANKERAMIK, TC
Figury 9 i 10 przedstawiają fotografie SEM.
Powierzchnia tytanowa, szorstkowana przez piaskowanie przy użyciu korundu, wykazuje dobre zwilżanie między spoiwem i tytanem, tak jak, dla porównania, miało te miejsce w odpowiednich seriach TIBOND. Pośrednia, krystaliczna, płatkowa warstwa jest wyraźnie widoczna w przypadku próbek pomiarowych nieimplantowanych krzemem (lig. 10), natomiast obszar kontaktu kondycjonowany przez implantację jonów nie wykazuje żadnych porównywalnych struktur (fig. 9). Analizy EDEX potwierdzają wrażenie wizualne, przy czym szczególnie istotny jest rozkład pierwiastków w punkcie pomiarowym 8 (fig. 6). Stężenie tytanu w tym miejscu jest znacznie niższe po implantacji jonowej niż bez implantacji jonowej. W tej kombinacji tytanu, materiału ceramicznego i mechanicznej obróbki powierzchni, nadal są widoczne wgłębienia o wysokim stężeniu glinu 66,4% bez implantacji jonowej i 71% z implantacjąjonową.
Tabela 17 podaje mierzone wartości
183 759
Tabela 17
Wyniki analizy EDAX dla kombinacji: tytan poddany obróbce a-Al2O3/VITA TITANKERAMIK, TC
| 2 gm w metalu (punkt pomiarowy 6) | Strefa kontaktowa (punkt pomiarowy 7) | 2 gm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 8) | 5 gm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 9) | |||||
| +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | |
| Ti | 100,0 | 100,0 | 49,7 | 61,8 | 1,5 | 9,6 | 0,9 | 1,4 |
| Si | 0,0 | 0,0 | 17,0 | 9,7 | 33,3 | 48,6 | 30,9 | 32,7 |
| Al | 0,0 | 0,0 | 4,4 | 8,6 | 3,2 | 5,4 | 7,8 | 4,6 |
| Pozostałość | 0,0 | 0,0 | 23,4 | 17,2 | 46,8 | 30,2 | 42,7 | 48,7 |
Badanie 10.3: Tytan, niepoddany obróbce α-Al2O3/TIB0ND, TC
Figury 11 i 12 przedstawiają, fotografie SEM.
Powierzchnia metalu jest uderzająco gładka w porównaniu z próbkami pomiarowymi piaskowanymi przy użyciu korundu. Nie zaobserwowano wpływu na zwilżanie spoiwem.
Obszar kontaktu między tytanem, a materiałem ceramicznym niemodyfikowany przez wiązkę jonową wykazuje wyraźne struktury płatkowo-krystaliczne, które sięgają stosunkowo daleko w warstwę łącznikową. W punkcie pomiarowym 8 bez implantacji jonowej, ta analiza EDAX wykazuje krańcowo wysokie stężenie tytanu, podczas gdy stężenie krzemu jest niskie. Natomiast w porównaniu z próbkami poddanymi obróbce a-Al2O3 stężenie niezidentyfikowanych szczątkowych pierwiastków na brzegu tytanu punkt pomiarowy 7 jest niskie.
Tabela 18
Wyniki analizy EDAX dla kombinacji: tytan niepoddany obróbce α-Al2O3/'ΠBOND, TC
| 2 gm w metalu (punkt pomiarowy 6) | Obszar kontaktu (punkt pomiarowy 7) | 2 gm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 8) | 5 gm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 9) | |||||
| +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | |
| Ti | 98,8 | 100,0 | 88,8 | 81,2 | 1,2 | 41,5 | 0,6 | 1,7 |
| Si | 0,0 | 0,0 | 5,2 | 3,4 | 33,7 | 14,5 | 38,2 | 31,7 |
| Al | 0,0 | 0,0 | 1,2 | 0,7 | 4,5 | 2,2 | 3,2 | 5,9 |
| Pozostałość | 1,2 | 0,0 | 1,8 | 11,6 | 46,3 | 33,1 | 44,7 | 47,1 |
Badanie 10.4: Tytan, niepoddany obróbce α-Al2O3/VITA TITANKERAMIK, TC
Rysunki 13 i 14 przedstawiają fotografie SEM.
Również w tym adhezyjnym wiązaniu tytan-materiał ceramiczny widoczne są wyraźne różnice. Zgodnie z poprzednimi obserwacjami, warstwa spoiwa na tytanie, niekondycjonowana przez bombardowanie jonami, wykazuje struktury krystaliczne charakteryzujące się ziarnistym wyglądem. Również w tym przypadku struktury te sięgają do całej warstwy spoiwa i mają wysoki procent tytanu (12%) w punkcie pomiarowym 8. Natomiast w porównaniu z przypadkiem tytanu implantowanego jonami, warstwa spoiwa jest homogeniczna i niestrukturowana. Odpowiednio, jedynie 1,2% tytanu znaleziono 2 gm powyżej brzegu metalu (punkt pomiarowy 8).
183 759
W tym przypadku również stężenie szczątkowych pierwiastków mierzone w punkcie 7, jest niższe niż dla powierzchni poddany obróbce a-Al2O3. Tak jak w przypadku wszystkich innych adhezyjnych wiązań tytan-materiał ceramiczny, integralność obszaru kontaktu jest dobra, a powierzchnia metalu jest całkowicie zwilżana przez spoiwo.
Tabela 19
Wyniki analizy EDAX dla kombinacji: tytan niepoddany obróbce a-AlĄ/YITA TITANKERAMIK, TC
| 2 pm w metalu (punkt pomiarowy 6) | Strefa kontaktowa (punkt pomiarowy 7) | 2 pm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 8) | 5 pm w materiale ceramicznym (punkt pomiarowy 9) | |||||
| +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | +ION | -ION | |
| Ti | 98,1 | 100,0 | 79,1 | 96,5 | 1,2 | 12,1 | 1,0 | 1,3 |
| Si | 0,0 | 0,0 | 9,9 | 1,2 | 30,5 | 22,2 | 29,2 | 28,3 |
| Al | 0,0 | 0,0 | 1,2 | 0,0 | 2,8 | 2,3 | 2,7 | 5,1 |
| Pozostałość | 1,9 | 0,0 | 6,8 | 1,9 | 55,1 | 45,3 | 57,3 | 52,1 |
Wnioski
Jak wykazują poprzednie wyniki badań, ubytki przyczepności, szczególnie przy cyklicznych zmianach temperatury można w znacznym stopniu uniknąć dzięki zastosowaniu sposobu wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego zastosowanego do protez dentystycznych oraz dzięki powstałemu adhezyjnemu wiązaniu tytanmateriał ceramiczny zastosowanemu do protez dentystycznych.
Jak wykazano poprzednio, w badaniach dwa różne tworzywa ceramiczno-tytanowe (TITAN 1 VITA TITANKERAMIK) wypalano na ciągnionym, obrabianym tytanie Ti 2, a powierzchnia licująca była kondycjonowana poprzez implantację jonów krzemu. Ponadto, tytan standardowo piaskowany przy użyciu α-Al2O3 porównano z tytanem, który nie był poddawany obróbce α -Al2O3. Dla porównania użyto serii pomiarowych mających powierzchnię licującą, która nie była kondycjonowana wiązką jonową. Po suchym przechowywaniu przez 24 godziny oraz po poddaniu ich sztucznemu starzeniu za pomocą 5000 cyklicznych zmian obciążenia temperaturowego, zmierzono siły adhezyjne licowania ceramicznego w próbie ścinania SCHMITZ-SCHULMEYER-a.
Bez implantacji jonowej zmniejszenie sił adhezyjnych jako rezultat termocyklu było statystycznie znaczne (6,2% do 17,3%). Natomiast w porównaniu z przypadkiem powierzchni tytanowej implantowanej jonami po termocyklu, zmiana wartości, z jednym wyjątkiem, nie była statystycznie znaczna (między ubytkiem 1,7% i wzrostem 1,8% sił adhezyjnych). Godny uwagi wzrost w przypadku VITA TITANKERAMIK opierał się na tytanie implantowanym jonami, nie piaskowanym przy użyciu korundu. Te serie wykazały bardzo znaczny wzrost sił adhezyjnych (39%).
W trakcie suchego przechowywania nie zaobserwowano statystycznie znaczącej poprawy sił adhezyjnych materiału ceramicznego na tytanie z powodu implantacji jonowej, z wyjątkiem przypadku TIBOND, natomiast nie zaobserwowano zmian w przypadku VITA TITANKERAMIK oraz nieznaczne zmniejszenie w przypadku tytanu poddanego obróbce α -Al2O3.
Po termocyklu wartości wszystkich serii badań modyfikowanych jonami przewyższały statystycznie znacząco wartości serii badań niemodyfikowanych.
Porównanie między próbkami pomiarowymi poddanymi obróbce (x-Al2(O i próbkami niepoddanymi obróbce po termocyklu wskazuje, że próbki niepoddane obróbce po implantacji jonowej wykazywały siły adhezyjne porównywalne z próbkami pomiarowymi poddanymi obróbce a-Al2O3 bez implantacji jonowej.
183 759
Wyniki analizy EDAX i badania za pomocą mikroskopu elektronowego skaningowego obszaru kontaktu między tytanem, a materiałem ceramicznym potwierdzają dobre wyniki próby ścinania SCHMITZ-SCHULMEYERa. Dyfuzja tytanu i krzemu w przeciwnych kierunkach i w rezultacie tworzenie się płatkowych, krystalicznych krzemków tytanu w materiale ceramicznym blisko powierzchni tytanowej, które wykryto w przypadku serii badań niekondycjonowanych przez implantację jonową, zostały kompletnie zablokowane przez implantację krzemową.
Ponieważ warstwa tytanowo-krzemowa 2 w powierzchni 1 korpusu tytanu o wysokiej czystości jest utworzona poprzez implantację jonową, podstawowy element do protezy dentystycznej może być kształtowany całkowicie zgodnie z wymiarami przed implantacją. Następnie jest jedynie niezbędne nałożenie dentystycznego materiału ceramicznego przez wypalanie.
Warstwa tytanowo-krzemowa 2 może być zastosowana dla całego korpusu. W przypadku protez dentystycznych, dentystyczny materiał ceramiczny jest nakładany przez wypalanie jedynie na pojedynczych częściach powierzchni, szczególnie w obszarze zębowym i w obszarze kontaktu z błoną śluzową. Nałożona warstwa tytanowo-krzemowa 2 zapobiega również ucieczce jonów tytanu z podstawowego elementu protezy dentystycznej.
Tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny jest również korzystnie stosowany do struktur lub elementów wykorzystywanych w wysokich temperaturach w zakresie 600 do 3600°C.
W przypadku przedstawionym poprzednio, jony krzemu wprowadzono między atomy tytanu 5 lub atomy stopu tytanowego 5 w powierzchni korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub struktury stopu tytanowego poprzez implantację wiązką jonową 3. Warstwa tytanowokrzemowa 2 tworzy się w powierzchni 1 korpusu w strefie penetracyjnej implantacji jonowej. Niemetaliczno-nieorganiczne materiały krystaliczne są osadzane na warstwie tytanowokrzemowej 2 i tworzy się kompozytowy układ adhezyjny. Jony krzemu 4 mogą być wprowadzone w postaci molekuł krzemowych do warstwy tytanowo-krzemowej 2.
Implantację jonów krzemu 4 do powierzchni 1 korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przeprowadza się przy dozowaniu jonów 1 x 108 do 1 x 10’8 atomów/cm2, korzystnie 9 x 1016 atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV, korzystnie 150 KeV.
Niemetaliczno-nieorganiczne materiały krystaliczne składają się z materiałów szklanoceramicznych, nietlenkowych tworzyw ceramicznych lub tlenkowych tworzyw ceramicznych. Tym sposobem charakterystyczne własności tytanu, tj. jego wysoka wytrzymałość i mały ciężar, mogą być również wykorzystane do obiektów przeznaczonych do operacji prowadzonych w wysokich temperaturach. Preferowanym zastosowaniem jest produkcja obiektów do silników i zespołów napędowych pojazdów silnikowych lub w lotnictwie i kosmonautyce.
Szczególną korzyścią tego zastosowania jest również to, że tytanowi o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przed implantacją jonową nadaje się formę obiektu przeznaczonego do stosowania w wysokich temperaturach od 600 do 3600°C oraz, poza termicznym zastosowaniem niemetaliczno-nieorganicznego materiału krystalicznego, nie dokonuje się dalszej obróbki struktury po utworzeniu warstwy tytanowo-krzemowej 2 powierzchni 1 korpusu.
Tytanowo-ceramiczny kompozytowy układ adhezyjny zgodnie z wynalazkiem poprawia również przyczepność poddaną zmiennym obciążeniom termicznym w zakresie wysokich temperatur.
Zastosowanie tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego nie ogranicza się do omawianego sektora, lecz obejmuje wszystkie inne dziedziny, w których istnieje potrzeba mocnego wiązania między zastosowanymi niemetaliczno-nieorganicznymi materiałami krystalicznymi i podstawowym elementem tytanowym, nawet poddanym obciążeniom termicznym. Stanowi to dodatkowe zastosowanie w aparaturze chemicznej, ponieważ w tym przypadku również niektóre procesy chemiczne prowadzone są w wysokich temperaturach.
Bardziej szczególnie, zastosowany materiał zapobiega również niepożądanym reakcjom chemicznym z materiałem naczynia, w którym przebiega proces.
183 759
Fig. 14
183 759
Fig. 13
183 759
Fig. 12
183 759
Fig. 11
183 759
Fig. 10
183 759
Fig. 9
183 759
Fig. 8
183 759
Fig. 7
183 759
Fig. 5
Fig. 6
183 759
Fig. 3
Fig. 4
183 759
Naprężenie ścinające w MPa
+ IONTR+IONTC -IONTR -IONTC
Fig. 2
Departament Wydawnictw UP RP. Nakład 70 egz. Cena 6,00 zł.
Claims (20)
- Zastrzeżenia patentowe1. Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego, znamienny tym, że jony krzemu (4) wprowadza się na powierzchnię (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu, poprzez implantację jonową promieniowaniem jonowym (3), między atomy (5) tytanu lub atomy (5) stopu tytanowego z wytworzeniem warstwy tytanowokrzemowej (2) na powierzchni (1) korpusu w warstwie penetracyjnej implantacji jonowej, po czym materiały krystaliczne niemetaliczno-nieorganiczne nakłada się w wysokiej temperaturze, formując na korpusie kompozyt.
- 2. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że jony krzemu (4) wprowadza się na powierzchnię (1) korpusu w postaci molekuł krzemowych.
- 3. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że implantację jonów kkrzmm (4( dd powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przeprowadza się przy dozowaniu jonów 1 x 108do 1 x 1018 atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV.
- 4. Sposób według zastrz. 3, znamienny tym, że implantację jonów krzemu (4) do powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego przeprowadza się przy dozowaniu jonów 9 x 1016 atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
- 5. Sposób według zastrz. 3, znamienny tym, że implantację jonów krzemu (4) do powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości przeprowadza się przy dozowaniu jonów 1 x 10'2 do 1 x 10’8atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV.
- 6. Sposób według zastrz. 5, znamienny tym, że implantację jonów krzemu (4) do powierzchni (11 korpusu tytanu o wysokiej czystości przeprowadza się przy dozowaniu jonów 3 x 10” atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
- 7. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że stosuje się tytan o wysokiej czystości zawierający, w następujących proporcjach określonych w % wagowych:O™ <U2Nmx 0,050,06H. 0,013Ti pozostałe.
- 8. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że jako stop tytanowy stosuje się stop tytanowo-wanadowo-glinowy Ti-6Al-4V o następującym składzie wagowym: Ti 92%, Al 6%, V 4%.
- 9. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że jako nSemetaliczno-nSeorganicznz materiały krystaliczne stosuje się materiały szklano-ceramiczne, nSzSlznkowe tworzywa ceramiczne lub tlenkowe tworzywa ceramiczne.
- 10. Sposób według zastrz. 1, znamienny tym, że w przypadku implantowanego korpusu z tytanu o wysokiej czystości wypala się krystaliczny, niemztalicrno-nizorganScrny dentystyczny materiał ceramiczny.
- 11. Sposób według zastrz. 1 albo 2, albo 3, albo 4, albo 5, albo 6, znamienny tym, że przed implantacją jonową powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości, powierzchniową warstwę tlenku tytanu usuwa się przez skrawanie.
- 12. Sposób według zastrz. 11, znamienny tym, że po usunięciu warstwy tlenku tytanu z powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości, powierzchnia (1) jest szorstkowana piaskowaniem przy użyciu korundu (a-Al2O3) o wielkości cząsteczek 50 - 250 pm.
- 13. Tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny, znamienny tym, że składa się z korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu, na powierzchni którego umieszczona jest warstwa tytanowo-krzemowa (2), w której jony krzemu (4) usytuowane są między183 759 atomami tytanu (5) lub atomami (5) stopu tytanowego i z niemetaliczno-nieorganicznego materiału krystalicznego osadzonego w wysokiej temperaturze na warstwie tytanowokrzemowej (2).
- 14. Kompozyt według zastrz. 13, znamienny tym, że grubość warstwy tytanowokrzemowej (2) na powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub tytanowego stopu odpowiada dawce jonowej 1 x 108do 1 x 1018 atomów/cm2 i energii jonów 30 do 400 KeV.
- 15. Kompozyt według zastrz. 14, znamienny tym, że grubość warstwy tytanowokrzemowej na powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości lub stopu tytanowego odpowiada dawce jonowej 9 x 10’1 atomów/cm2 i energii jonów 150 KeV.
- 16. Kompozyt według zastrz. 14, znamienny tym, że grubość warstwy tytanowokrzemowej (2) na powierzchni (1) korpusu tytanu o wysokiej czystości odpowiada dawce jonów 1 x 10’1 do 1 x 1018 atomów/cm2 atomów krzemu (4) i energii jonów 30 do 400 KeV.
- 17. Kompozyt według zastrz. 16, znamienny tym, że grubość warstwy tytanowokrzemowej (2) na powierzchni (1) korpusu z tytanu o wysokiej czystości odpowiada dawce jonów 3 x 10 12 atomów/cm2i energii jonów 150 KeV.
- 18. Kompozyt według zastrz. 13 albo 14, albo 15, albo 16, albo 17, znamienny tym, że korpus składa się z tytanu o wysokiej czystości o następujących proporcjach określonych w % wagowych :
°^itxx 0,12 N x max 0,05 C ^max 0,06 Hmax 0,013 Ti pozostałość. - 19. Kompozyt według zastrz. 13, znamienny tym, że zawiera warstwę tytanowokrzemową (2), w której jony krzemu (4) są w postaci molekuł krzemowych.
- 20. Kompozyt według zastrz. 13, znamienny tym, że jako niemetaliczno-nieorganiczne materiały krystaliczne zawiera materiały szklano-ceramiczne, nietlenkowe tworzywa ceramiczne lub tlenkowe tworzywa ceramiczne.Wynalazek dotyczy sposobu wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego oraz tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego.Znane jest stosowanie tytanu lub stopów tytanu jako materiału wykorzystywanego do celów przemysłowych przy produkcji obiektów, które muszą charakteryzować się wysoką wytrzymałością i małym ciężarem. Dlatego też jest on stosowany w przemyśle motoryzacyjnym oraz w lotnictwie i kosmonautyce, np. w silnikach i zespołach napędowych. Tytan, szczególnie w podwyższonej temperaturze w powietrzu, pokrywa się mocno przylegaj ącą, twardą łamliwą warstwą tlenku. Warstwa tlenku z powodu dyfuzji tlenu czyni trudnym nakładanie na powierzchnię tytanową innych substancji, szczególnie przy wytwarzaniu tytanowo-ceramicznego kompozytowego układu adhezyjnego. Z powodu niskiego współczynnika rozszerzalności cieplnej tytanu, licowania struktur tytanowych tworzywami ceramicznymi daje w rezultacie nie tylko porysowanie, lecz również łuszczenie się dużymi płatami powłoki ceramicznej.Problemy te zostaną omówione bardziej szczegółowo, odwołując się do postępu dokonanego w dziedzinie stosowania tytanowo-ceramicznych kompozytowych układów adhezyjnych w technice dentystycznej.Znane jest zastępowanie drogich stopów zawierających metale szlachetne stosowanych w protezach dentystycznych przez stopy o zmniejszonej zawartości złota, stopy oparte na palladzie lub stopy nie zawierające metali szlachetnych.Ponieważ wzrosła świadomość pacjentów w kwestii alergicznego oddziaływania materiałów dentystycznych oraz z powodu częstych reakcji alergicznych będących skutkiem używania protez dentystycznych, potrzeba znalezienia odpowiedniego materiału została doceniona.183 759Jest nim w tym względzie tytan nie będący w postaci stopu. Dobre rezultaty dało ogólne jego zastosowanie jako materiałU w medycynie, a także, w poprzednich dekadach, w implantach dentystycznych i w chirurgii. Jego najważniejsze własności to wysoka zgodność biologiczna, niskie koszty oraz duża dostępność spowodowana częstym występowaniem.Różne własności materiałowe tytanu powodowały początkowe trudności w obróbce dla celów dentystycznych, lecz pokonano je poprzez zastosowanie odpowiednich środków. Możliwe jest stworzenie tytanowego odlewu dentystycznego poprzez opracowanie specjalnych układów odlewowych i odpowiednich materiałów stanowiących podłoże. Zdolność do tego, by materiał dentystyczny mógł być pokryty materiałami ceramicznymi, ważny warunek wstępny dotyczący ogólnego stosowania materiału dentystycznego, osiągnięto dopiero po opracowaniu niskotopliwych tworzyw ceramicznych, mających odpowiedni współczynnik rozszerzalności cieplnej. Przeprowadzone następnie badania kliniczne potwierdziły badania in-vitro, w których określono zmniejszenie wytrzymałości adhezyjnej po cyklicznych zmianach temperatury. Trudność zwiększa fakt stwierdzenia niższej początkowej wytrzymałości adhezyjnej kombinacji tytanowo-ceramicznych w różnych mechanicznych badaniach niszczących w porównaniu z standardowymi układami metalowo-ceramicznymi.Pewien procent wadliwych powłok licowanych ceramiczno-tytanowych stwierdzonych w badaniach klinicznych przypisuje się zmniejszeniu przyczepności mierzonej in vitro będącej skutkiem zmian temperatury (MOORMANN, A.: Vergleichende Untersuchngen zur Verbundfestigkeit von neun Titan-Keramik-Verbundkombinationen in Abhangigkeit von den Lagerungsbedingungen, Med Diss, Berlin 1993).Po opracowaniu użytkowej metody odlewania tytanowego wzrósł zakres zastosowań tytanu w stomatologii.Stosuje się go w protezach i implantach, a także w endodoncji jako materiał do wytwarzania sztyftów zębowych i w mocowaniu trans-zębowym. W ortopedycznej terapii szczękowej z mocowanymi urządzeniami i w stomatologii zachowawczej, stopy tytanowe są również stosowane jako materiał do wkładów, nakładek, i coraz częściej koron częściowych.Ze względu na wymagania estetyczne ważne jest, by dentystyczne materiały protezowe mogły mieć powłokę B licowaną w kolorze zębów. Istotnym warunkiem powszechnego zastosowania materiałów protezowych jest zapewnienie solidnej ceramicznej powłoki licowanej.Główne składniki dentystycznych tworzyw ceramicznych to:- około 80% szklistego skalenia (6SiO2-Al2O3-K2O)- około 15 do 20% kwarcu (S^) i- około 0 do 10% minerałów ilastych, np. kaolinu.Szklisty skaleń służy jako topnik i wpływa na przezroczystość materiału ceramicznego. Kaolin, podobnie jak kwarc, zwiększa wytrzymałość materiałów ceramicznych, a kwarc zwiększa również przezroczystość.W czasie procesu wypalania, ceramiczne materiały dentystyczne topią się, gdy dodane tlenki SiO2-B2T3 tworzą szklistą matrycę, w którą włączono kryształy leucytu. Niecałkowicie stopione składniki mają postać fazy spiekania. Skutkiem tego wypalone metalowe materiały ceramiczne składaj ą się ze szkła, spieku i fazy krystalicznej.Z powodu konieczności dostosowania współczynników rozszerzalności cieplnej metalu i materiału ceramicznego niezbędna jest modyfikacja fazy krystalicznej. Ponieważ metale mają bardzo wysoki współczynnik rozszerzalności cieplnej w porównaniu ze szkłem, proporcja szkła do materiału ceramicznego (leucyt) w tworzywie ceramicznym musi być dostosowana do proporcji danego stopu.W związku z zastosowaniem czystego tytanu do produkcji protez dentystycznych, opracowano nowe tworzywa ceramiczne, szczególnie dostosowane do wymagań tytanu.Z powodu niskich współczynników rozszerzalności cieplnej w porównaniu ze standardowymi dentystycznymi stopami wypalanymi, wysokiego powinowactwa do tlenu i alotropowej konwersji struktury sieci krystalicznej w 882,5°C konieczne było opracowanie materiałów ceramicznych o innych własnościach niż zwykłe materiały ceramiczne. Z powodu niskich współczynników rozszerzalności cieplnej tytanu, licowanie szkieletów tytanowych za183 759 pomocą standardowych tworzyw ceramicznych daje w rezultacie nie tylko porysowanie, lecz również łuszczenie się dużymi płatami powłoki ceramicznej (LINDIGKEIT, J. : Werkstoffkunde und Technologie, In: SIEBERT, G. K.: Dentallegierungen in der zahnarztlichen Praxis, Hanser, Munich - Vienna 1989).Dostosowano współczynnik rozszerzalności cieplnej, zmniejszając wartość o 30%, poprzez zwiększenie zawartości szkła, zastąpienie leucytu przez mulit, krzemian glinu.Temperaturę spiekania zmniejszono o 150 do 20o°C poprzez zwiększenie zawartości tlenku sodu (NaO2) i zmniejszenie zawartości tlenku glinu (Al2O3).Wysokie powinowactwo do tlenu lub tendencja do utleniania wymagają zastosowania specjalnych spoiw, które mają na celu rozpuszczenie lub odgrodzenie tlenków obecnych już na powierzchni tytanowej i z powodu ich szklistego charakteru zapewnienie uszczelnienia przeciwko dalszemu utlenianiu.Opisane zmiany w składzie tytanowo-ceramicznych tworzyw licujących nie wpływają na odporność na hydrolizę ani na ich wytrzymałość na zginanie.Stosunkowo mało wiadomo o dokładnych mechanizmach adhezyjnych między standardowymi stopami wytwarzanymi w piecu i tworzywami ceramicznymi. Analogicznie nie istnieją pełne teorie na temat wiązania między tytanem i odpowiednimi ceramicznymi tworzywami licującymi. W literaturze dotyczącej tego zagadnienia spotyka się w tej kwestii sprzeczne opinie.W uzupełnieniu do ogólnego założenia, że mechanizmy opisane w poprzednim akapicie mają związek z wiązaniem tytanu z materiałami ceramicznymi, badanie ukierunkowano również na różne, w niektórych przypadkach bardzo szczególne, aspekty właściwych mechanizmów.MOORMANN w jego Med. Diss., Berlin 1993 rozpoczyna założeniem, że tytanowoceramiczne wiązanie adhezyjne jest spowodowane początkowo tworzeniem się pośredniej, krystalicznej, płatkowej warstwy tlenkowej (prawdopodobnie składającej się głównie z Ti5Si3 i tlenków, szczególnie w obszarze powierzchniowej warstwy tytanowej) w obszarze kontaktu pomiędzy tytanem i materiałem ceramicznym. Z powodu dużej reaktywności tytanu, nawet po procesie wypalania materiału ceramicznego, obszar ten przechodzi również zmiany chemiczne w sensie postępującego kruszenia się tlenowego tytanowej warstwy powierzchniowej, które MOORMANN uważa za przyczynę uszkodzenia wiązania.W uzupełnieniu do opracowania odpowiednich tytanowych materiałów ceramicznych mających niskie temperatury spiekania i niskie cieplne współczynniki rozszerzalności dostosowane do wymagań, jak zostało to opisane, opracowano specjalne spoiwa, które dzięki ich własnościom redukującym rozpuszczają istniejące warstwy tlenkowe na powierzchni tytanowej lub odgradzają tlenki i działająjako uszczelnienie, które ma na celu zapobieżenie tworzeniu się nowej warstwy tlenkowej na metalo-ceramicznej powierzchni rozdzielającej fazy w czasie procesu wypalania.Tytan licowano za pomocą, materiałów ceramicznych w gazowej atmosferze ochronnej, mając ponadto na względzie uniknięcie tworzenia się tlenków tytanu podczas wypalania materiału ceramicznego.Aby uniemożliwić warstwie a osłabianie wiązani zaleca się zastosowanie mas do zatapiania preparatów, opracowanych specjalnie dla odlewu dentystycznego, unikanie grubej warstwy α oraz kompletne usunięcie tej warstwy z powierzchni, która będzie licowana.W celu całkowitego uniknięcia warstwy-α oraz otrzymania kształtki pozbawionej wgłębień, dentystyczne kształtki mogą być produkowane z prefabrykowanych półobrobionych struktur tytanowych za pomocą technik projektowania i wytwarzania wspomaganych komputerowo lub techniką elektroiskrową lub z zastosowaniem kombinacji obu technik.Zakres, w jakim elementy stabilizujące fazę a tytanu wpływają również na wiązanie adhezyjne między tytanem i materiałem ceramicznym zostało zbadane przez MOORMANNa przy zastosowaniu stopu tytanowo-glinowego (MOORMANN, A.:Vergleichende Untersuchngen zur Verbundfestigkeit von neun Titan-Keramik-Verbundkombinationen in Abhangigkeit von den Lagerunsgbedingungen, Med Diss, Berlin 1993) .183 759POTTHOFF zbadał metodę PROBOND zastosowaną do mostkowych szkieletów tytanowych (POTTHOFF, D.: Biegefestigkeitsund Randspaltuntersuchung von metallkeramischen Seitenzahnbrucken-Probondverfahren und konventionelles Verfahren, Zahnmed Diss, FU-Berlin 1994).Możliwość poprawy adhezyjnego wiązania tytanowo-ceramicznego poprzez mechaniczne skrawanie powierzchniowe za pomocą precyzyjnego szlifowania stosując różne wielkości ziarna (F 80 i F 220) oraz następnie piaskowanie przy użyciu korundu (wielkość ziarna 250 pm) zbadali TESCH i in. (TESCH. U.: PASSLER, V.; MANN, E.: Untersuchungen zum Titan-Keramik Verbund dentallabor XLI, 1/93, 71-74).ECKMANN zbadał wpływ mechanicznej retencji (kulki retencyjne) lub plazmowej powierzchniowej powłoki tytanowej na wiązanie adhezyjne między tytanem i materiałem ceramicznym (ECKMANN, St.; Untersuchungen zur Biegefestigkeit des Titan-KeramikVerbundes bei Brucken in Abhangigkeit von der Oberfiachenbearbeitung sowie zur PaBgenauigkeit Zahnmed Diss, Berlin 1994).DERAND i HERO starali się ulepszyć wiązanie adhezyjne poprzez zastosowanie specjalnego złotego spoiwa. DERAND, T.; HERO, H.: Wytrzymałość wiązania porcelany na odlewie względem przerobionego plastycznie tytanu Scand J Dent Res 100, 184-188 (1992).KRUSE i BAUMANN zbadali wpływ różnych temperatur wypalania ma przyczepność materiału ceramicznego na tytanie (KRUSE, N.: Untersuchung zur Abscherfestigkeit des Titan-Kermik-Verbundes bei funf Titankeramischen Systemen in Abhangigkeit verschiedener Aufbrenntemperatren - Eine in-Vitro-Studie -, Zahnmed Diss, Berlin, 1995; BAUMANN, W.: Bruchmechanische Haftfestigkeitsbestimmung von Verblend-metall-Keramik auf Titan, Med Diss, Aachen 1992).Pomimo tak dużej liczby prób mających na celu poprawę adhezyjnego wiązania tytanowo-ceramicznego nie osiągnięto sukcesu w zapewnieniu ekwiwalentnej niezawodności piecowych stopów dentystycznych, co potwierdzają różne badania.
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE19626440A DE19626440C1 (de) | 1996-06-20 | 1996-06-20 | Verfahren zur Herstellung eines Titan-Keramik-Haftverbundes für Zahnersatz und ein daraus hergestellter Titan-Keramik-Haftverbund |
| PCT/DE1997/001343 WO1997048835A1 (de) | 1996-06-20 | 1997-06-19 | Verfahren zur herstellung eines titan-keramik-haftverbundsystems |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| PL330829A1 PL330829A1 (en) | 1999-06-07 |
| PL183759B1 true PL183759B1 (pl) | 2002-07-31 |
Family
ID=7798603
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| PL97330829A PL183759B1 (pl) | 1996-06-20 | 1997-06-19 | Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego i tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny |
Country Status (16)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6159011A (pl) |
| EP (1) | EP0910684B1 (pl) |
| JP (1) | JP2000512343A (pl) |
| CN (1) | CN1226936A (pl) |
| AT (1) | ATE207552T1 (pl) |
| AU (1) | AU715945B2 (pl) |
| CA (1) | CA2258793A1 (pl) |
| CZ (1) | CZ419498A3 (pl) |
| DE (3) | DE19626440C1 (pl) |
| ES (1) | ES2167002T3 (pl) |
| HU (1) | HUP9904068A3 (pl) |
| IL (1) | IL127644A0 (pl) |
| NZ (1) | NZ333814A (pl) |
| PL (1) | PL183759B1 (pl) |
| RU (1) | RU2201996C2 (pl) |
| WO (1) | WO1997048835A1 (pl) |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE19734778A1 (de) * | 1997-08-05 | 1999-02-11 | Andreas Dr Moormann | Verfahren zur Herstellung eines Haftverbundes zwischen einer dentalen Edelmetallegierung oder einer dentalen Nichtedelmetallegierung und einer Dentalkeramik sowie ein daraus hergestellter Haftberbund |
| DE19834106C2 (de) * | 1998-07-29 | 2000-11-16 | Degussa | Strahlmittel auf Basis silikatischer Dentalkeramik |
| US6776681B2 (en) | 2001-05-07 | 2004-08-17 | Mattel, Inc. | Animated doll |
| US7270679B2 (en) * | 2003-05-30 | 2007-09-18 | Warsaw Orthopedic, Inc. | Implants based on engineered metal matrix composite materials having enhanced imaging and wear resistance |
| DE10340057B4 (de) * | 2003-08-28 | 2007-12-06 | Heraeus Kulzer Gmbh | Edelmetall-Keramik-Composites (Cermets) zum Einsatz bei der Herstellung von Zahnersatz |
| WO2005106067A2 (en) * | 2004-04-23 | 2005-11-10 | Molecular Fx | Thin-film coating for wheel rims |
| US20070003908A1 (en) * | 2005-07-01 | 2007-01-04 | Sequoia Dental Studio, Llc | Dental crown composed of anodized titanium |
| WO2007092559A2 (en) * | 2006-02-08 | 2007-08-16 | Northwestern University | A poly (diol-co-citrate) hydroxyapatite composite for tissue engineering and orthopaedic fixation devices |
| RU2538880C1 (ru) * | 2013-07-23 | 2015-01-10 | Общество с ограниченной ответственностью "ИННОВАТЕХПРОМ" ООО "ИННОВАТЕХПРОМ" | Тонкопленочное покрытие полюсных наконечников эндокардиальных электродов электрокардиостимуляторов и способ его получения |
| DE102013214464A1 (de) * | 2013-07-24 | 2015-01-29 | Johannes Eyl | Verfahren zum Herstellen einer chromhaltigen Legierung und chromhaltige Legierung |
| DE112020003981A5 (de) | 2019-08-22 | 2022-05-05 | BEGO Bremer Goldschlägerei Wilh. Herbst GmbH & Co.KG | Verwendung einer Titan-Eisen-Legierung zur Herstellung eines dentalen metallischen Formkörpers oder einer verblendeten dentalen Restauration, entsprechende dentale metallische Formkörper, verblendete dentale Restaurationen und Verfahren |
Family Cites Families (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS62174377A (ja) * | 1986-01-24 | 1987-07-31 | Mitsubishi Heavy Ind Ltd | タ−ビン翼 |
| JPH0285374A (ja) * | 1988-09-19 | 1990-03-26 | Toshiba Corp | 摺動部品材料 |
| US5152795A (en) * | 1990-04-25 | 1992-10-06 | Spire Corporation | Surgical implants and method |
| DE9005995U1 (de) * | 1990-05-26 | 1990-08-30 | Wall, Giselher, Dr., 8730 Bad Kissingen | Zahntechnisch-prothetisches Primärteil aus einer edlen oder edelmetallfreien Dentallegierung mit aufgußfestem Überzug |
| JPH04107259A (ja) * | 1990-08-27 | 1992-04-08 | Shinya Iwamoto | 生体用チタン材料の製造方法 |
| JP3204532B2 (ja) * | 1992-05-13 | 2001-09-04 | エルソルプロダクツ株式会社 | 人工骨等の人工生体材料とその製造方法 |
| JPH0829457B2 (ja) * | 1993-10-15 | 1996-03-27 | 工業技術院長 | セラミックスと金属材料との接合体の製造方法 |
-
1996
- 1996-06-20 DE DE19626440A patent/DE19626440C1/de not_active Expired - Fee Related
-
1997
- 1997-06-19 AU AU34335/97A patent/AU715945B2/en not_active Ceased
- 1997-06-19 NZ NZ333814A patent/NZ333814A/xx unknown
- 1997-06-19 AT AT97930353T patent/ATE207552T1/de not_active IP Right Cessation
- 1997-06-19 WO PCT/DE1997/001343 patent/WO1997048835A1/de not_active Application Discontinuation
- 1997-06-19 CZ CZ984194A patent/CZ419498A3/cs unknown
- 1997-06-19 CN CN97196886A patent/CN1226936A/zh active Pending
- 1997-06-19 IL IL12764497A patent/IL127644A0/xx unknown
- 1997-06-19 ES ES97930353T patent/ES2167002T3/es not_active Expired - Lifetime
- 1997-06-19 US US09/202,744 patent/US6159011A/en not_active Expired - Fee Related
- 1997-06-19 CA CA002258793A patent/CA2258793A1/en not_active Abandoned
- 1997-06-19 DE DE19780569T patent/DE19780569D2/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-06-19 RU RU99101086/02A patent/RU2201996C2/ru not_active IP Right Cessation
- 1997-06-19 DE DE59705096T patent/DE59705096D1/de not_active Expired - Fee Related
- 1997-06-19 HU HU9904068A patent/HUP9904068A3/hu unknown
- 1997-06-19 PL PL97330829A patent/PL183759B1/pl not_active IP Right Cessation
- 1997-06-19 EP EP97930353A patent/EP0910684B1/de not_active Expired - Lifetime
- 1997-06-19 JP JP10502118A patent/JP2000512343A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CA2258793A1 (en) | 1997-12-24 |
| WO1997048835A1 (de) | 1997-12-24 |
| CN1226936A (zh) | 1999-08-25 |
| ES2167002T3 (es) | 2002-05-01 |
| HUP9904068A2 (hu) | 2000-03-28 |
| PL330829A1 (en) | 1999-06-07 |
| AU3433597A (en) | 1998-01-07 |
| AU715945B2 (en) | 2000-02-10 |
| DE19626440C1 (de) | 1998-01-08 |
| HUP9904068A3 (en) | 2001-01-29 |
| IL127644A0 (en) | 1999-10-28 |
| JP2000512343A (ja) | 2000-09-19 |
| NZ333814A (en) | 1999-08-30 |
| DE59705096D1 (de) | 2001-11-29 |
| RU2201996C2 (ru) | 2003-04-10 |
| US6159011A (en) | 2000-12-12 |
| CZ419498A3 (cs) | 1999-08-11 |
| DE19780569D2 (de) | 1999-07-08 |
| EP0910684A1 (de) | 1999-04-28 |
| EP0910684B1 (de) | 2001-10-24 |
| ATE207552T1 (de) | 2001-11-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Blixt et al. | Bonding to densely sintered alumina surfaces: effect of sandblasting and silica coating on shear bond strength of luting cements. | |
| Pröbster et al. | In vitro evaluation of a glass–ceramic restorative material | |
| Wen et al. | Comparative mechanical property characterization of 3 all-ceramic core materials. | |
| Myers et al. | Fatigue failure parameters of IPS-Empress porcelain. | |
| JP5590999B2 (ja) | リンケイ酸ガラスセラミック | |
| İnan et al. | Effects of sandblasting and electrical discharge machining on porcelain adherence to cast and machined commercially pure titanium | |
| PL183759B1 (pl) | Sposób wytwarzania tytanowo-ceramicznego kompozytu adhezyjnego i tytanowo-ceramiczny kompozyt adhezyjny | |
| Kontonasaki et al. | Apatite formation on dental ceramics modified by a bioactive glass | |
| Alghazzawi et al. | Qualitative SEM analysis of fracture surfaces for dental ceramics and polymers broken by flexural strength testing and crown compression | |
| Kellerhoff et al. | In vitro fracture strength and thermal shock resistance of metal-ceramic crowns with cast and machined AuTi frameworks | |
| Juntavee et al. | Shear bond strength of ceramic fused to CAD-CAM milled alloys | |
| Hashem et al. | Effect of Silver Nanoparticles and silver hydroxyapatite nanoparticles on Color and Fracture Strength of Dental Ceramic | |
| Sawada et al. | Bond strength of commercial veneering porcelain to experimental cast Ti-Cr alloy | |
| WO2005027575A2 (en) | Method of microwave processing ceramics and microwave hybrid heating system for same | |
| Srichumpong et al. | Effect of heat treatment time on properties of mica-based glass-ceramics for restorative dental materials | |
| Kabiri et al. | Effect of different surface treatments and pressure conditions on Shear Bond Strength of Zirconia Ceramic to Composite Resin | |
| Söderholm et al. | Use of zinc phosphate cement as a luting agent for Denzir™ copings: an in vitro study | |
| Asaad | Effect of thermo-mechanical cycling on the shear bond strength of porcelain to milled and cast cobalt-chromium alloys | |
| El-Farag et al. | The Influence of Different Surface Treatments on Bond strength of CAD/CAM Fabricated Ceramic Restorations | |
| Htat et al. | Influence of stress-relieving heat treatments on the efficacy of Co-Cr-Mo-W alloy copings fabricated using selective laser melting | |
| Piddock et al. | Lithium Ion Strengthening of Dental Porcelain. | |
| WO2000048956A1 (en) | Ceramic compositions | |
| Hawsawi | Investigating the Validity of the ISO 6872: 2015 ‘Dentistry-Ceramic Materials’ for Chemical Solubility | |
| Sekhsaria | The Influence of Two Different Laser Surface Treatments Of Zirconia Copings on the Tensile Bond Strength After Cementation with Two Different Types of Luting Cements-An in Vitro Evaluation | |
| Singh | Comparative Evaluation of the Bond Strength of Layering Porcelain on Zirconia, Lithium Disilicate and Direct Metal Laser Sintered CO-CR Core Materials of Variable Thicknesses-An invitro Study |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Decisions on the lapse of the protection rights |
Effective date: 20070619 |