3D 프린팅 기술은 최근 치과용 보철물 제작 기술로 도입이 되었다. 본 연구의 목적은 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 금속 코어와 상부 도재와의 전단결합강도를 평가하는 것이다. 본 연구를 위해 30개의 금속 코어를 제작하였다(cast 15개, 3D printing 15개). 금속 코어에 치과용 도재를 축성하여 시편 제작을 완료하였다. 완성된 시편의 전단결합강도는 crosshead speed 1mm/min으로 하중을 가하여 측정하였으며, 두 그룹의 전단결합강도 값 사이에는 통계적으로 유의한지 알아보기 위하여 Mann-Whitney test를 이용하였다(유의수준 0.05). 측정이 끝난 후 시편을 대상으로 파절양상을 분석하였다. 본 연구를 위한 실험 설계, 금속 코어 제작, 도재 축성 등의 시편 제작부터 실험 수행과 수행 후 실험 데이터 분석과 통계 분석 그리고 파절된 시편을 대상으로 한 파절 양상 분석까지 총 6개월이 소요되었다. 실험 결과 cast 50.14, 3D printing 54.36 MPa를 갖는 것으로 조사되었고, 통계적으로도 유의하였다. 파절양상은 두 집단 모두 시편의 대부분이 혼합형 파절양상을 보였다. 이와 같은 결과들로 미루어볼 때 3D 프린팅에 의해 제작된 금속도재관 제작을 위한 금속 코어는 임상적으로 허용이 가능할 것으로 사료된다.
3D 프린팅 기술은 최근 치과용 보철물 제작 기술로 도입이 되었다. 본 연구의 목적은 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 금속 코어와 상부 도재와의 전단결합강도를 평가하는 것이다. 본 연구를 위해 30개의 금속 코어를 제작하였다(cast 15개, 3D printing 15개). 금속 코어에 치과용 도재를 축성하여 시편 제작을 완료하였다. 완성된 시편의 전단결합강도는 crosshead speed 1mm/min으로 하중을 가하여 측정하였으며, 두 그룹의 전단결합강도 값 사이에는 통계적으로 유의한지 알아보기 위하여 Mann-Whitney test를 이용하였다(유의수준 0.05). 측정이 끝난 후 시편을 대상으로 파절양상을 분석하였다. 본 연구를 위한 실험 설계, 금속 코어 제작, 도재 축성 등의 시편 제작부터 실험 수행과 수행 후 실험 데이터 분석과 통계 분석 그리고 파절된 시편을 대상으로 한 파절 양상 분석까지 총 6개월이 소요되었다. 실험 결과 cast 50.14, 3D printing 54.36 MPa를 갖는 것으로 조사되었고, 통계적으로도 유의하였다. 파절양상은 두 집단 모두 시편의 대부분이 혼합형 파절양상을 보였다. 이와 같은 결과들로 미루어볼 때 3D 프린팅에 의해 제작된 금속도재관 제작을 위한 금속 코어는 임상적으로 허용이 가능할 것으로 사료된다.
The purpose of this study was to evaluate the shear bond strength between metal core fabricated by 3D printing and dental porcelain. Thirty metal cores were fabricated(cast 15ea, 3D printing 15ea). The porcelain for each group was builded to the metal core. Sample was loaded to shear force(crosshead...
The purpose of this study was to evaluate the shear bond strength between metal core fabricated by 3D printing and dental porcelain. Thirty metal cores were fabricated(cast 15ea, 3D printing 15ea). The porcelain for each group was builded to the metal core. Sample was loaded to shear force(crosshead speed 1mm/min) in a universal material testing machine. The fracture samples were analyzed failure aspect. The means were statistical analyzed using by Mann-whitney test(${\alpha}=0.05$). The period of experimental(metal cores fabrication, dental porcelain build up, data analysis, statistical analysis, failure aspect analysis and others) for this study took six months. The $mean{\pm}SDs$ of shear bond strength was $50.14{\pm}1.60MPa$ for the cast group, and $54.36{\pm}3.18MPa$ for the 3D printing group(p=0.035). The failure aspect showed mixed failure. As a results, metal cores fabricated by 3D printing method were clinically acceptable range.
The purpose of this study was to evaluate the shear bond strength between metal core fabricated by 3D printing and dental porcelain. Thirty metal cores were fabricated(cast 15ea, 3D printing 15ea). The porcelain for each group was builded to the metal core. Sample was loaded to shear force(crosshead speed 1mm/min) in a universal material testing machine. The fracture samples were analyzed failure aspect. The means were statistical analyzed using by Mann-whitney test(${\alpha}=0.05$). The period of experimental(metal cores fabrication, dental porcelain build up, data analysis, statistical analysis, failure aspect analysis and others) for this study took six months. The $mean{\pm}SDs$ of shear bond strength was $50.14{\pm}1.60MPa$ for the cast group, and $54.36{\pm}3.18MPa$ for the 3D printing group(p=0.035). The failure aspect showed mixed failure. As a results, metal cores fabricated by 3D printing method were clinically acceptable range.
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문제 정의
본 연구에서는 최근 치과용 보철물 제작 기술로 새롭게 도입된 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 금속 코어(3D printing group)와 치과용 도재와의 전단결합강도를 측정하였다. 그리하여 기존의 주조 기술로 제작된 동일한 형태의 금속 코어(cast group)들과 비교 평가함으로써 임상적 허용 가능성을 전단결합강도를 기준으로 가늠하여 보고자 하였다.
선행연구에 따르면 금속도재 관의 금속과 도재의 파절율이 10% 이내로 비교적 적지 않은 비율이라는 것이 조사되었다[29,30]. 금속과 도재의 결합력에 영향을 미치는 요인에는 두 재료의 열팽창 계수의 차이, 금속표면의 산화막 생성 여부, 도재축성방법, 금속 코어의 제작방법 등이 있으며[31], 본 실험에서는 금속 코어의 제작방법 이외에 다른 변수들을 통제하고자 노력하였고, 측정방법에 있어서도 신뢰도 높은 측정이되도록 노력하였다.
최근 치과용 보철물 제작 기술로서 3D 프린팅 기술이 도입되었으나 이 기술에 의해 제작된 보철물의 평가에 관한 연구는 부족한 실정이다. 때문에 본 연구에서는 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어의 임상적 허용 가능성을 상부 도재와의 전단결합강도를 근거로 가늠해 봄으로써 해당 종사들에게 참고자료를 제시하고자 하였다. 그결과 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어는 기존의 주조 방식에 의해 제작된 것보다 더 높은 전단결합강도를 갖는 것으로 조사되었으며, ISO 기준치보다도 높은 것으로 조사되었다.
그러나 이들 연구는 기존의 제작 방식인 수작업에 의해 제작된 하부 금속 코어와 상부 도재와의 결합력을 평가한 연구로서 기존의 방식에 의하면 전부 수작업에 의존하므로 시간과 재료의 낭비가 심한 단점이 있다. 때문에 본 연구에서는 기존의 제작 방식이 아닌 최근 도입된 3D 프린팅 기술에 의해 코발트-크롬 합금 기반의 하부 금속 코어를 제작하고자 한다.
본 연구에서는 최근 치과용 보철물 제작 기술로 새롭게 도입된 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 금속 코어(3D printing group)와 치과용 도재와의 전단결합강도를 측정하였다. 그리하여 기존의 주조 기술로 제작된 동일한 형태의 금속 코어(cast group)들과 비교 평가함으로써 임상적 허용 가능성을 전단결합강도를 기준으로 가늠하여 보고자 하였다.
주조가 끝난 후 제작된 금속 코어의 상부 도재가 축성될 면은 직경 50 ㎛의 산화알루미늄 분말을 이용하여 샌드블라스팅을 수행하였다. 샌드블라스팅 목적은 주조 시 발생한 산화막 제거와 상부 도재와의 물리적 결합력 증진을 위해서 수행하였다.
그러나 현재 이 방식에 의해 제작된 보철물의 임상적 성공여부를 평가한 연구는 제한적이다. 이에 본 연구에서는 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어(코발트-크롬 합금)와 상부 치과 도재와의 전단결합강도를 평가함으로써 이 기술에 의해 제작된 금속 코어의 임상적 허용 가능성을 전단결합강도를 중심으로 가늠하여 보고자 한다.
제안 방법
고정된 시편에서 금속 코어와 상부 도재의 경계면을 대상으로 만능재료시험기의 하중 바를 이용하여 압력을 가하였다. 이 때 압력바의 하강 속도는 1 mm/min의 속도로 금속 코어와 상부 도재가 떨어질 때 까지 압력을 가하였다[Fig.
대조군과 실험군을 제작 순서의 첫 번째로 금속 코어를 제작하였다. 금속 코어의 디자인은 전단결합강도 평가를 위한 디자인으로 제작하였으며[18,19], 선행연구를 참고하여 Fig. 1과 같이 설계하였다. 대조군의 경우 주조에 의하여 제작을 하였는데, 정확한 규격의 시편 제작을 위하여 주조 전 치과용 캐드 프로그램을 이용하여 정확한 시편의 크기를 디자인 하였다.
대조군과 실험군을 제작 순서의 첫 번째로 금속 코어를 제작하였다. 금속 코어의 디자인은 전단결합강도 평가를 위한 디자인으로 제작하였으며[18,19], 선행연구를 참고하여 Fig.
1과 같이 설계하였다. 대조군의 경우 주조에 의하여 제작을 하였는데, 정확한 규격의 시편 제작을 위하여 주조 전 치과용 캐드 프로그램을 이용하여 정확한 시편의 크기를 디자인 하였다. 디자인이 완료된 파일을 토대로 필요한 정보를 1차적으로 3차원프린팅장비(ProJetⓇ3510, 3D systems, Rock Hill, SC, USA)를 이용하여 레진 목업(mock up) 코어 15개를 제작하였다.
두 그룹(Cast, 3D printing)에서 측정된 전단결합강도의 평균을 산출하였으며, 두 집단의 평균은 서로 통계적으로 유의한지 알아보기 위하여 통계적 분석을 수행하였다. 시편의 수를 고려하여 비 모수 검정법인 만 위트니 검정(Mann-Whitney test)을 이용하였으며, 유의수준은 0.
대조군의 경우 주조에 의하여 제작을 하였는데, 정확한 규격의 시편 제작을 위하여 주조 전 치과용 캐드 프로그램을 이용하여 정확한 시편의 크기를 디자인 하였다. 디자인이 완료된 파일을 토대로 필요한 정보를 1차적으로 3차원프린팅장비(ProJetⓇ3510, 3D systems, Rock Hill, SC, USA)를 이용하여 레진 목업(mock up) 코어 15개를 제작하였다. 제작된 15개의 레진 코어는 통상적인 치과 왁스소각기술에 의하여 매몰 소환 과정을 거쳐 최종적으로 고주파 주조기를 이용하여 주조를 하였다.
본 연구에서는 금속 코어와 상부 도재의 결합력을 측정하는 방법으로 전단결합강도를 측정하였다. 이 방법은두 재료의 결합력을 측정 시 사용되는 가장 일반적인 방법 중에 하나로써 두 재료가 분리될 때까지 전단력을 가한 후 파단 시의 힘을 면적으로 나누어 결합력을 산출하는 방법이다[23].
동일한 파일 사용 이유는 시편의 크기를 최대한 같게 하기 위함이다. 시편 디자인이 완성된 파일을 토대로 3차원프린팅장비(EOS M270, EOS GmbH, Munich, Germany)를 이용하여 금속 가루를 선택적으로 용융시키는 방법에 의하여 실험군 제작을 위한 금속 코어 15개를 제작하였다. 제작된 15개의 금속 코어 위에 대조군 제작 시 사용하였던 동일한 치과용 도재를 이용하여 Fig.
이 때 접촉면 응력이 발생하는 것이 단점이므로 이를 제거한 인장력 시험이 최근에는 결합력을 평가하는 실험 방법으로 사용되는데, 이 방법의 경우 시편의 설계, 결합면 등에 불균일한 힘의 전달 등의 오류로 정확한 측정에 무리가 있는 것으로 보고되었다[24]. 이와 같은 이유로 본 연구에서는 전단결합강도로 두 재료의 결합력을 평가하였으며, crosshead speed 1 mm/min은 ISO 11405에 근거하였다. ISO 규정에 의거하면 0.
전단결합강도 측정이 끝난 시편들을 대상으로 파절양상을 관찰하였다. 파단된 시편의 금속 표면을 디지털 전자현미경(KH-7700, Hirox, Kyoto, Japan)을 이용하여 관찰하였는데, 60배율로 확대 고정한 후 도재가 축성되었던 금속면을 관찰하였으며, 파절양상은 총 세 가지로 구분하였다.
전단결합강도 측정이 끝난 시편들의 금속 코어에서 치과용 도재가 접착되어 있던 면을 중심으로 파절양상을 관찰하였다. 각 집단의 시편들의 파절양상 분석은 Table 4와 같다.
디자인이 완료된 파일을 토대로 필요한 정보를 1차적으로 3차원프린팅장비(ProJetⓇ3510, 3D systems, Rock Hill, SC, USA)를 이용하여 레진 목업(mock up) 코어 15개를 제작하였다. 제작된 15개의 레진 코어는 통상적인 치과 왁스소각기술에 의하여 매몰 소환 과정을 거쳐 최종적으로 고주파 주조기를 이용하여 주조를 하였다. 주조가 끝난 후 제작된 금속 코어의 상부 도재가 축성될 면은 직경 50 ㎛의 산화알루미늄 분말을 이용하여 샌드블라스팅을 수행하였다.
제작이 완료된 두 집단의 시편을 대상으로 만능재료시험기(OTU-05S, Oriental TM, Siheung, Korea)를 이용하여 전단결합강도를 측정하였다. 측정 중 시편의 흔들림을 방지하기 위해 금속부분은 Fig.
제작된 15개의 레진 코어는 통상적인 치과 왁스소각기술에 의하여 매몰 소환 과정을 거쳐 최종적으로 고주파 주조기를 이용하여 주조를 하였다. 주조가 끝난 후 제작된 금속 코어의 상부 도재가 축성될 면은 직경 50 ㎛의 산화알루미늄 분말을 이용하여 샌드블라스팅을 수행하였다. 샌드블라스팅 목적은 주조 시 발생한 산화막 제거와 상부 도재와의 물리적 결합력 증진을 위해서 수행하였다.
전단결합강도 측정이 끝난 시편들을 대상으로 파절양상을 관찰하였다. 파단된 시편의 금속 표면을 디지털 전자현미경(KH-7700, Hirox, Kyoto, Japan)을 이용하여 관찰하였는데, 60배율로 확대 고정한 후 도재가 축성되었던 금속면을 관찰하였으며, 파절양상은 총 세 가지로 구분하였다. 첫 번째는 응집성 파절(cohesive failure)인데 이는 하나의 재료에서 파절이 일어나는 경우이며, 두 번째는 접착성 파절(adhesive failure)로서 금속 코어와 상부도재의 접착면에서 분리가 일어나는 형태이다.
대상 데이터
금속코어 재료들을 선정한 후 상부 도재부분 제작을 위한 치과용 도재로서 금속 코어 재료 제조 회사에서 권장하는 재료(VITA VM13, Bad Säckingen, Germany)를 선정하였다.
대조군 완성 후 실험군 제작을 위하여 대조군 제작 시 사용하였던 시편 디자인 파일을 이용하였다. 동일한 파일 사용 이유는 시편의 크기를 최대한 같게 하기 위함이다.
실험군 제작을 위하여 치과용 3D 프린팅 장비(EOS M270, EOS GmbH, Munich, Germany)를 이용하였으며, 치과용 전용 재료(SP2, EOS GmbH, Munich, Germany)를 실험군 제작을 위한 재료로 선정(3D printing group)하였다. 대조군과 실험군 제작을 위해 선정된 재료 모두는 코발트를 주성분으로 한 치과용 금속도재관 제작을 위한 금속 코어용으로 사용되는 금속들이며, 성분은 Table 1과 같다.
본 연구를 위해 금속도재관 제작을 위한 금속 코어 재료를 선정하였다. 실험군인 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어를 비교평가하기 위한 대조군 선정은 현재 이용되고 있는 주조용 금속(WirobondⓇ 280, BEGO GmbH, Bremen, Germany)을 선정(Cast group)하였다.
실험군인 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어를 비교평가하기 위한 대조군 선정은 현재 이용되고 있는 주조용 금속(WirobondⓇ 280, BEGO GmbH, Bremen, Germany)을 선정(Cast group)하였다. 실험군 제작을 위하여 치과용 3D 프린팅 장비(EOS M270, EOS GmbH, Munich, Germany)를 이용하였으며, 치과용 전용 재료(SP2, EOS GmbH, Munich, Germany)를 실험군 제작을 위한 재료로 선정(3D printing group)하였다. 대조군과 실험군 제작을 위해 선정된 재료 모두는 코발트를 주성분으로 한 치과용 금속도재관 제작을 위한 금속 코어용으로 사용되는 금속들이며, 성분은 Table 1과 같다.
본 연구를 위해 금속도재관 제작을 위한 금속 코어 재료를 선정하였다. 실험군인 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어를 비교평가하기 위한 대조군 선정은 현재 이용되고 있는 주조용 금속(WirobondⓇ 280, BEGO GmbH, Bremen, Germany)을 선정(Cast group)하였다. 실험군 제작을 위하여 치과용 3D 프린팅 장비(EOS M270, EOS GmbH, Munich, Germany)를 이용하였으며, 치과용 전용 재료(SP2, EOS GmbH, Munich, Germany)를 실험군 제작을 위한 재료로 선정(3D printing group)하였다.
완성된 금속 코어 위에 앞서 선정한 치과용 도재를 축성하였는데, 축성은 샌드블라스팅 처리된 면 위에 반복 축성법에 의해 Fig. 1과 같이 높이 4 mm, 직경 4 mm의 크기로 축성하는 방식으로 대조군 시편 총 15개를 완성하였다.
시편 디자인이 완성된 파일을 토대로 3차원프린팅장비(EOS M270, EOS GmbH, Munich, Germany)를 이용하여 금속 가루를 선택적으로 용융시키는 방법에 의하여 실험군 제작을 위한 금속 코어 15개를 제작하였다. 제작된 15개의 금속 코어 위에 대조군 제작 시 사용하였던 동일한 치과용 도재를 이용하여 Fig. 1과 같이 높이 4 mm, 직경4 mm의 크기로 축성하여 실험군 15개를 완성하였다.
데이터처리
두 그룹(Cast, 3D printing)에서 측정된 전단결합강도의 평균을 산출하였으며, 두 집단의 평균은 서로 통계적으로 유의한지 알아보기 위하여 통계적 분석을 수행하였다. 시편의 수를 고려하여 비 모수 검정법인 만 위트니 검정(Mann-Whitney test)을 이용하였으며, 유의수준은 0.05로 설정하였다. 적용된 모든 통계 분석은 IBM SPSS version 20(SPSS, Chicago, IL, USA)를 이용하였다.
성능/효과
때문에 본 연구에서는 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어의 임상적 허용 가능성을 상부 도재와의 전단결합강도를 근거로 가늠해 봄으로써 해당 종사들에게 참고자료를 제시하고자 하였다. 그결과 3D 프린팅에 의해 제작된 금속 코어는 기존의 주조 방식에 의해 제작된 것보다 더 높은 전단결합강도를 갖는 것으로 조사되었으며, ISO 기준치보다도 높은 것으로 조사되었다. 이런 결과들로 미루어 볼 때 3D 프린팅 기술로 제작된 금속도재관 제작을 위한 금속 코어는 임상 적으로 허용이 가능할 정도의 도재와의 결합력을 갖고 있는 것으로 평가된다.
두 집단에서 측정된 전단결합강도의 평균 ± 표준편차는 Fig. 3과 같이 각각 Cast group 50.14 ± 1.60, 3D printing group 54.36 ± 3.18 MPa이었다.
또한 ISO에 명시된 금속도재관용 금속 코어 재료로서 상부 도재와의 결합력이 최소 25MPa이상은 되어야 한다는[20] 기준 수치보다 더 높았으며, 이런 근거들로 유추해보았을 때 3D 프린팅에 의해 금속도재관용 금속 코어를 제작하는 것은 결합력에 있어서는 임상적으로 허용이 가능할 것으로 사료된다.
각 집단의 시편들의 파절양상 분석은 Table 4와 같다. 분석 결과 파절양상은 Fig. 4와 같이 두 집단 모두 대부분 치과용 도재가 잔존하는 형태인 혼합형 파절(mixed failure)양상을 보였다.
실험한 결과 Cast group 50.14 ± 1.60, 3D printing group 54.36 ± 3.18 MPa로 측정되었다.
18 MPa로 측정되었다. 즉 3D 프린팅 기술에 의하여 제작된 금속 코어들이 치과용 도재와 높은 전단결합력을 갖는 것으로 조사되었고, 통계적으로도 유의하였다(p=0.035). 이에 대한 원인으로서는 여러 가지가 있겠으나 금속 코어의 제작방법에 따른 차이인 것으로 사료된다.
자세한 통계분석 결과는 Table 3과 같다. 평균 순위에서도 3D printing group이 Cast group보다 높은 것으로 조사되었으며, 두 집단의 평균 순위의 차이와 평균의 차이가 거의 일치하였다. Mann-whitney의 U값이 2.
후속연구
그러나 대조군과 실험군의 금속 코어 제작에 사용된 금속들의 성분이 완전히 같지 않았다는 점은 통제하지 못한 변수로 지적될 수 있겠으나 진행될 추후 연구에서 해결해야할 과제로 사료된다. 또한 실험을 위한 시편 디자인으로서 구강 내 보철물의 디자인과는 다소 거리가먼 점, 시편의 개수의 부족 등은 본 연구의 한계점으로 사료된다.
또한 실험을 위한 시편 디자인으로서 구강 내 보철물의 디자인과는 다소 거리가먼 점, 시편의 개수의 부족 등은 본 연구의 한계점으로 사료된다. 또한 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 보철물의 유용성을 보다 타당성 있게 논하기 위해서는 앞으로도 다양한 여러 요인들에 대한 평가 및 연구가 진행되어야할 것으로 사료된다.
그러나 대조군과 실험군의 금속 코어 제작에 사용된 금속들의 성분이 완전히 같지 않았다는 점은 통제하지 못한 변수로 지적될 수 있겠으나 진행될 추후 연구에서 해결해야할 과제로 사료된다. 또한 실험을 위한 시편 디자인으로서 구강 내 보철물의 디자인과는 다소 거리가먼 점, 시편의 개수의 부족 등은 본 연구의 한계점으로 사료된다. 또한 3D 프린팅 기술에 의해 제작된 보철물의 유용성을 보다 타당성 있게 논하기 위해서는 앞으로도 다양한 여러 요인들에 대한 평가 및 연구가 진행되어야할 것으로 사료된다.
결국 저작압에 대한 응력은 복합력으로 작용하게 되며, 이 밖에도 환자의 개인 적인 습관(이갈이 등)에 의해 발생되는 여러 가지 응력에 의해 다양한 형태의 파절 양상 혹은 치핑(chipping)등이 발생될 수 있다고 사료된다[27]. 이 부분에 대한 정확한 근거 자료를 위하여 실제 금속도재관을 근거로서 치아를 모방한 연구 모형을 대상으로 저작압에 대한 결합력을 평가하는 연구가 후속 연구로 진행되어야 할 것으로 사료된다.
질의응답
핵심어
질문
논문에서 추출한 답변
CNC 기법의 제작 방식 및 장단점 어떻게 되는가?
보철물 제작하는 방식으로서 처음에는 삭제법(subtractive method) 중에 하나인 CNC(computer numerical control)기법이 이용되었는데, 이 방법에 의한 제작 방식은 다음과 같다. 컴퓨터를 이용하여 설계된 보철물의 디자인 정보를 토대로 블록형태로 공급된 재료를 삭제하여 원하는 결과물을 얻는다. 이 방법의 경우 자동화방식에 의해 보철물이 제작되므로 기존의 수작업보다 편리한 장점이 있으나 원하는 결과물을 얻기 위해 나머지 재료의 낭비가 심하다는 점 그리고 치아와 같이 함몰부위가 심한 형태를 갖고 있는 대상의 경우 재현능력이 우수하지 못한 단점이 있다[2].
CAD-CAM 기술을 이용하여 환자의 보철물을 제작하는 순서는?
CAD-CAM 기술은 환자의 구강이 재현된 모니터 상의디지털 모형에 전용 프로그램을 이용하여 보철물을 설계하고 가공 장비를 이용하여 보철물을 제작하는 순서에 의해 완성한다. 보철물 제작하는 방식으로서 처음에는 삭제법(subtractive method) 중에 하나인 CNC(computer numerical control)기법이 이용되었는데, 이 방법에 의한 제작 방식은 다음과 같다.
치과 보철물 제작 재료로서 금속이 그동안 많이 사용되어온 이유는?
치과 의료분야도 이런 사회적 분위기를 반영하듯 진료 방식이 빠른 속도로 바뀌어 가고 있으며[1], 그중에서도 보철물 제작 방식의 발전이 가장 두드러진다. 치과 보철물 제작 재료로서 금속은 그들의 뛰어난 물리적 성질, 구강 내 안정적인 화학적 성질, 채내 무해한 생물학적 성질 등의 이유로 지난 수십 년간 사용되어 왔다. 그 동안 금속을 이용하여 치과 보철물을 제작할 경우 처음부터 끝까지 모두 수작업에 의했다.
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