(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材が電導性セラミックである金属炭化物，金属窒化物のいずれか１種又は２種以上の混合物から成り、その熱伝導率は４２Ｗ／ｍ・ｄｅｇ以下で且つ電気抵抗の比抵抗は１.８×１０-4Ω・ｃｍ以下であり、該基材の厚さが少なくとも２mm以上であることを特徴とするアーク溶解式歯科鋳造用るつぼ。
【請求項２】
電導性セラミックが、ＳｉＣ，ＴｉＣ，ＷＣ，ＮｂＣ，ＺｒＣ，ＴｉＮ，ＺｒＮの１種又は２種以上である請求項１に記載のアーク溶解式歯科鋳造用るつぼ。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、歯科技工分野において精密鋳造用に使用する各種歯科用合金をアーク放電によって溶解するための、耐熱性や耐久性に優れしかも少なくとも溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材が熱電導性が低く且つ適切な電気伝導性を有するアーク溶解式歯科鋳造用るつぼに関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より歯科医療における歯科補綴物の作製には、ワックスで形状を成形したワックスパターンを歯科鋳造用埋没材に埋没した後にワックスを焼却した鋳型内に溶解した歯科用金属を鋳造するロストワックス法が一般的に使用されている。このような歯科補綴物の作製に使用される歯科用金属の中でも特にチタンは溶融温度が非常に高い（１６６８℃）ため、溶解の熱源としては専らアルゴンアーク放電が用いられている。アーク放電による溶解では、るつぼに電導性が必要であるため少なくとも溶解する歯科用金属と接する部分を構成する基材には銅やグラファイトなどが用いられており、チタン自体の熱伝導率の低さを利用したスカルメルティング溶解方法により溶解が行われている。
【０００３】
前記従来技術においてチタンの溶解に用いられるアーク放電による溶解法によって、従来から多用されている歯科用合金である金合金（熱伝導率：３７４Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）やコバルトクロム合金（熱伝導率：１２０Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）を溶解すると、これらの歯科用合金はチタン（熱伝導率：２０Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）と比較して熱伝導率が高いため、溶解する歯科用合金と接する部分を構成するるつぼの基材として熱伝導率が高い銅（３５７Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）を使用すると、アルゴンアークからの溶解熱が溶解すべき歯科用合金を通してるつぼに吸収されてしまうので歯科用合金の溶解が不可能となる。また溶解する歯科用合金と接する部分を構成するるつぼの基材としてグラファイトを使用すると、溶解そのものは可能となるが使用条件が無酸素雰囲気に限定されるため、るつぼ材料としての耐熱性や耐久性などに問題がある。
【０００４】
以上の問題から、一般的に用いられる手段としては、歯科用合金と接する部分を構成するるつぼの基材としてシャモットレンガなどのセラミックの中に導電性付与のための電極としてタングステン棒などを設置したものを使用して、熱伝導率の高い歯科用合金の溶解を行っているのが現状である。しかしながらこの方式の溶解では、溶解すべき歯科用合金と電極部との接触面積が小さくなり、その結果としてアーク放電が不安定になったり、電極とるつぼとの間隙に溶融した歯科用合金が浸入してるつぼの再利用ができないなどの欠点があった。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、前記した如き従来技術の欠点を解消し、歯科技工分野において精密鋳造用に使用される歯科用合金である金合金やコバルトクロム合金の如き熱伝導率が高い歯科用合金をアーク放電によって溶解するために使用でき且つ耐熱性や耐久性において問題が無いように、少なくとも溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材を熱電導性が低く且つ適正な電気伝導性を有する素材としたアーク溶解式歯科鋳造用るつぼを提供することを課題とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
本発明者らは前記課題を解決すべく鋭意研究の結果、耐熱性や耐久性の問題は少なくとも溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材をセラミック製とし、熱電導性と電気伝導性とはそのセラミックの熱伝導率と電気抵抗の比抵抗が所定の数値以下となる金属炭化物，金属窒化物のいずれか１種又は２種以上の混合物を使用し、且つこの基材の厚さが所定厚さ以上を有するようにすれば良いことを究明して本発明に係るアーク溶解式歯科鋳造用るつぼを完成したのである。
【０００７】
即ち本発明は、少なくとも溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材が電導性セラミックである金属炭化物，金属窒化物のいずれか１種又は２種以上の混合物から成り、その熱伝導率は４２Ｗ／ｍ・ｄｅｇ以下で且つ電気抵抗の比抵抗は１.８×１０-4Ω・ｃｍ以下であり、該基材の厚さが少なくとも２mm以上であることを特徴とするアーク溶解式歯科鋳造用るつぼに関するものであり、この電導性セラミックとしては、ＳｉＣ，ＴｉＣ，ＷＣ，ＮｂＣ，ＺｒＣ，ＴｉＮ，ＺｒＮを挙げることができるのである。
【０００８】
【実施例】
以下、本発明に係るアーク溶解式歯科鋳造用るつぼの実施例について説明する。
実施例１〜１３
表１，表２に示した各種材質から成るセラミック材料を用いて、図１又は図２のようなアーク溶解式歯科鋳造用るつぼを作製した。この作製したアーク溶解式歯科鋳造用るつぼの大きさは、横５０mm×縦５０mm×厚さ２０mmの直方体であり、その上面中央に深さが３mmで直径が３５mmの歯科用合金の溶解部（凹状部）が設けられていて、図１は全体が同一組成のセラミック材料から成っている態様を、図２は同一組成のセラミック材料から成っている歯科用合金の溶解部が設けられている材質の部分の下方に銅製のるつぼ基底部が設けられている態様をそれぞれ示している。
【０００９】
【表１】
0003836170.tif 000002
【００１０】
【表２】
0003836170.tif 000003
【００１１】
使用したそれぞれのセラミック材料における熱伝導率及び比抵抗は表１と表２の通りである。このような実施例のるつぼの作製方法は、それぞれのセラミックの組成の粉末（６μｍ以下）を準備し、ステアリン酸などの有機バインダーを適量加えて金型によるプレス成形を行った後に、窒素などの不活性ガス雰囲気又は非酸化性の雰囲気において１６００℃において焼結する方法を採用した。
【００１２】
【比較例】
比較例１〜１４
表３に示した各種材質から成る材料を用いて、図１又は図２のような歯科鋳造用るつぼを作製した。なお、作製した歯科鋳造用るつぼの大きさ及び形状は、実施例の場合と同様である。
【００１３】
【表３】
0003836170.tif 000004
【００１４】
前記比較例の歯科鋳造用るつぼの作製方法は、比較例１〜１０においては実施例と同様にその材料粉末（６μｍ以下）に有機バインダーを適量加えて金型によるプレス成形を行った後に、窒素などの不活性ガス雰囲気又は非酸化性の雰囲気において１６００℃において焼結する方法を採用した。
また、比較例１１〜１４においては、それぞれの材質のブロックから所望の形状にＣＡＤ／ＣＡＭにより削り出した。
【００１５】
この表１及び表２に示した実施例と表３に示した比較例とから判るように、溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材の比抵抗は、歯科用合金の溶解に必要なアーク放電が起こって歯科用合金の溶解のための熱源が確保できるように可及的に小さいことが要求される特性であり、実施例においてその値が最も大きい実施例２（材質がＴｉＣで、その比抵抗値は１.８×１０-4Ω・ｃｍ）の値より小さければ溶解すべき歯科用合金とるつぼとの間での導電性が得られて歯科用合金と鋳造機のタングステン製の非消耗アーク電極との間にアーク放電が起こり溶解のための熱源とすることができることが確認できている。また、比抵抗の値が実施例において最も小さいのは実施例７（材質がＺｒＮで、その比抵抗値は１.４×１０-5Ω・ｃｍ）であるから、少なくとも比抵抗の値が１.８×１０-4Ω・ｃｍ以下で１.４×１０-5Ω・ｃｍ以上であればアーク放電が起こることが確認できている。よって、アーク放電が実現されるための特性としては比抵抗の値の限定範囲を、１.８×１０-4Ω・ｃｍ以下とした。
【００１６】
また本発明で規定する導電性セラミックとは異なるが、比較例の中でアーク放電が良好なるつぼの材質として、比較例１１〜１４の黒鉛，クロム，銅，タングステンがあり、その比抵抗の値は黒鉛の最大１.４×１０-3Ω・ｃｍから、銅の最小１.７×１０-6Ω・ｃｍである。
これに対して、比較例６〜１０の酸化物を主成分とする材質では、比抵抗の値がすべて１.２×１０10Ω・ｃｍ以上であり、このような比抵抗の値が非常に大きな材質では歯科用合金とるつぼとの間に導電性は得られず、その結果としてアーク放電が起こらず歯科用合金の溶解は不可能である。
【００１７】
またこの表１及び表２に示した実施例と表３に示した比較例とから判るように、溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材の熱伝導率は、前記した比抵抗の値により良好なアーク放電が実現されて歯科用合金がアーク放電により溶解されるように鋳造のための溶解熱源を確保できるように可及的に低いことが要求される特性であり、実施例及び比較例においてその値が最も高い実施例３及び比較例３（材質がＷＣの４２Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）の値より低ければ溶解された歯科用合金の鋳造のための溶解熱源が確保できることが確認できている。また、熱伝導率の値が実施例において最も低いのは実施例６（材質がＴｉＮで、その熱伝導率は１０Ｗ／ｍ・ｄｅｇ）であるから、少なくとも熱伝導率の値が４２Ｗ／ｍ・ｄｅｇ以下で１０Ｗ／ｍ・ｄｅｇ以上であればアーク放電によって鋳造のための溶解熱源は確保されることが確認できている。よって、アーク放電が実現されるための特性としては熱伝導率の値の限定範囲を、４２Ｗ／ｍ・ｄｅｇ以下とした。
【００１８】
この熱伝導率の値が最も高いＷＣの比抵抗の値は８.０×１０-5Ω・ｃｍであり、歯科用合金とるつぼとの間で充分な電導性が得られるため実施例３でも比較例３でも良好なアーク放電が実現され、鋳造のための溶解熱源は確保されるが、実施例３と比較例３の違いは金属溶解部分の最小厚さが実施例３では２mmの厚さで、比較例３では１mmの厚さという点である。実施例３での金属溶解部の最小厚さが２mmという値は、アーク放電により発生した熱がＷＣのセラミックの断熱効果で歯科用合金は溶解するが、それに対して比較例３では同じ材質のセラミックでも１mmの厚さでは充分な断熱効果が得られず溶解熱がるつぼに吸収されて良好な溶解状態は得られなかったことを示している。
【００１９】
同様にＷＣの次に本発明の範囲の材質で熱伝導率が高いセラミックは、実施例２及び比較例２の材質であるＴｉＣである。この場合も同様に実施例２では金属溶解部の最小厚さが２mmであり歯科用合金の溶解状態は良好であるが、比較例２では金属溶解部の最小厚さが１mmと薄く断熱効果が充分でないため溶解状態が不充分であったことを示している。
同様に実施例１と比較例１に使用したＳｉＣも金属溶解部の最小厚さが１mmの厚さでは充分な断熱効果が得られず、溶解状態が不充分であったことを示している。
【００２０】
また、熱伝導率の低い材質のるつぼ（比較例４のＺｒＮ及び比較例５のＴｉＮ）では、金属溶解部の厚さが１mmであっても或る程度の断熱効果が充分に得られ、コバルトクロム合金の溶解は可能であった。しかしながら、コバルトクロム合金よりは熱伝導率の高い金合金の場合には充分な断熱効果が得られず、溶解状態が不充分であった。更に１mmの厚さでは、セラミックの成形や加工が難しく、強度も極端に低下するため、歯科用合金の溶解中に溶解する歯科用合金と接する部分が溶損したりする現象が発生して耐久性の点で問題がある。よって、溶解する歯科用合金と接する部分を構成する基材の厚さの限定範囲を２mm以上とした。
【００２１】
本発明の材質以外で比抵抗値が小さく、アーク放電が起き且つ合金の溶解性が良好な材質は比較例１１の黒鉛のみである。他の比較例ではアーク放電は良好であっても、熱伝導度率が高いか又は金属溶解部の厚さが薄いために断熱効果が充分でなくてアーク放電で発生した溶解熱が歯科用合金とるつぼとの間の熱の移動によりるつぼに吸収され、溶解すべき歯科用合金の溶解性に大きな影響を与えてアーク放電が起きている歯科用合金の部分だけがオーバーヒートになり、他の部分は熱をるつぼに吸収されて溶解していない状態になる。
【００２２】
比較例１１の基材が黒鉛であるるつぼは、アーク放電も歯科用合金の溶解性も良好であるが、黒鉛は耐熱性が不足しており、歯科用合金の溶解を繰り返すと、数回の溶解で溶解する歯科用合金と接する部分である凹面部分が歯科用合金により浸食されて実用に耐え得なくなる。また黒鉛製のるつぼは非酸化性の雰囲気でなければ極端に耐久性が下落してしまうことから、使用範囲は限定されてしまうので好ましくない。
【００２３】
【発明の効果】
以上に詳述した如く、本発明に係るアーク溶解式歯科鋳造用るつぼを使用してアーク溶解式歯科用鋳造機（例えば本出願人が提案した特開平４−２２５６３号の「歯科用金属の鋳造法」や特開平４−２２５６４号の「歯科用金属の鋳造方法」に開示したアーク溶解式歯科用鋳造機）によって、チタン以外の歯科用合金の溶解鋳造を行うと、均一に溶解することが可能で良好な鋳造体を得ることが可能となるばかりでなく、るつぼの耐熱性を向上させることができるため溶融温度が高い歯科用合金においても充分な耐久性があり、よって経済的効果も得られるのであり、歯科技工分野に貢献する価値は非常に大きなものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】セラミック単体から成る本発明に係るアーク溶解式歯科鋳造用るつぼの１実施例の構造を示す斜視図である。
【図２】金属製のるつぼ基底部とセラミック製の金属溶解部とから成る本発明に係るアーク溶解式歯科鋳造用るつぼの１実施例の構造を示す斜視図である。
【図１】
0003836170.tif 000005
【図２】
0003836170.tif 000006