(57)【要約】【課題】審美性及び生体親和性に優れていることに加え、曲げ特性に優れ、実用可能な歯科矯正ワイヤーを提供する。【解決手段】一方の端部から他方の端部まで連続するガラス繊維が束ねられたガラス繊維束と前記ガラス繊維を覆うマトリックス樹脂とを有する歯科矯正ワイヤーであって、前記ガラス繊維が、６４．０〜６６．０質量％のＳｉＯ２、２４．０〜２６．０質量％のＡｌ２Ｏ３、９．０〜１１．０質量％のＭｇＯを含み、ＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの合計が９９．０質量％以上のガラス組成物からなる直径が３〜１５μｍのガラス繊維であり、前記マトリックス樹脂が、ポリカーボネートである歯科矯正ワイヤー。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
一方の端部から他方の端部まで連続するガラス繊維が束ねられたガラス繊維束と前記ガラス繊維を覆うマトリックス樹脂とを有する歯科矯正ワイヤーであって、
前記ガラス繊維が、６４．０〜６６．０質量％のＳｉＯ２、２４．０〜２６．０質量％のＡｌ２Ｏ３、９．０〜１１．０質量％のＭｇＯを含み、ＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの合計が９９．０質量％以上のガラス組成物からなる直径が３〜１５μｍのガラス繊維であり、
前記マトリックス樹脂が、ポリカーボネートである歯科矯正ワイヤー。
【請求項２】
前記マトリックス樹脂は、粘度平均分子量が１２０００〜３００００である請求項１に記載の歯科矯正ワイヤー。
【請求項３】
前記ガラス繊維の体積含有量が、２０〜６０％である請求項１または２に記載の歯科矯正ワイヤー。
【請求項４】
曲げ強さが８００〜２０００ＭＰａであり、曲げ弾性係数が２０〜９０ＧＰａである請求項１〜３のいずれか一項に記載の歯科矯正ワイヤー。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯科矯正ワイヤーに関し、更に詳しくは、審美性及び生体親和性に優れていることに加え、曲げ特性に優れ、歯科矯正に際して折れ難い歯科矯正ワイヤーに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、歯科矯正治療では、叢生や空隙歯列などの不正咬合を審美的歯列と機能的な咀嚼を有する正常咬合へ改善することが行われている。そして、従来の矯正治療においては、ブラケットに金属製ワイヤー（歯科矯正ワイヤー）を取り付けて、この金属製ワイヤーの復元力（弾性力）を利用して歯を移動させている。このような歯科矯正ワイヤーの素材としては、ニッケルチタン合金、ステンレス鋼、コバルトクロム合金などが用いられている。特に、ニッケルチタン合金は超弾性を有しており、矯正治療に用いるワイヤーとして非常に有用である。
【０００３】
近年、歯科矯正分野においては、成人の歯並びに対する関心が高まっているが、その反面、治療中の審美性に対する要求も高まっている。一方で、金属製ワイヤーは、金属色を有することにより審美性が低い。そのため、歯科矯正治療を断念する患者も多い。また、金属製ワイヤーは、口腔内への金属イオンの溶出により金属アレルギーを引き起こす可能性があり、例えば、ニッケルチタン合金ではニッケルの毒性が問題となっている。このように、従来の金属製ワイヤーは、審美性の阻害や原料の金属に起因するアレルギーが懸念されるなど様々な問題が存在する。
【０００４】
そこで、最近では、リン酸カルシウム系ガラス繊維のようなガラス繊維とポリメタクリル酸メチルなどの熱可塑性樹脂との複合材からなるワイヤーが提案されている（例えば、特許文献１〜３、非特許文献１，２参照）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開平１１−１９１００号公報
【特許文献２】特開平９−２９４７４９号公報
【特許文献３】国際公開第０１／６８０１３号
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】小林雅博、歯科矯正用繊維強化プラスチックワイヤーの材料設計、歯科材料・器械、第２１巻２号、１１６−１２５、２００２．
【非特許文献２】田中聡  他、矯正用ＦＲＰワイヤーの曲げ破壊に及ぼす諸要因の検討、歯科材料・器械、第２０巻特別号３８、５４、２００１．
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
特許文献１〜３及び非特許文献１，２に記載のワイヤーは、金属を使用しないもの（メタルフリー）であるため、審美性及び生体親和性を有する。しかしながら、特許文献１〜３及び非特許文献１，２に記載のワイヤーは、曲率半径の小さい曲げ（局所的な曲げ）に対する折れ難さなどの特性が十分でないことが推察され、歯科矯正ワイヤーとして実用化することは困難であると考えられる。そこで、審美性及び生体親和性に優れていることに加え、曲げ特性に優れ、局所的な曲げに対しても折れ難く歯科矯正ワイヤーとして実用可能なワイヤーの開発が必要であった。
【０００８】
本発明は、上述した問題に鑑みてなされたものであり、審美性及び生体親和性に優れていることに加え、曲げ特性に優れ、局所的な曲げに対して折れ難く実用可能な歯科矯正ワイヤーを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明によれば、以下に示す、歯科矯正ワイヤーが提供される。
【００１０】
［１］  一方の端部から他方の端部まで連続するガラス繊維が束ねられたガラス繊維束と前記ガラス繊維を覆うマトリックス樹脂とを有する歯科矯正ワイヤーであって、前記ガラス繊維が、６４．０〜６６．０質量％のＳｉＯ２、２４．０〜２６．０質量％のＡｌ２Ｏ３、９．０〜１１．０質量％のＭｇＯを含み、ＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの合計が９９．０質量％以上のガラス組成物からなる直径が３〜１５μｍのガラス繊維であり、前記マトリックス樹脂が、ポリカーボネートである歯科矯正ワイヤー。
【００１１】
［２］  前記マトリックス樹脂は、粘度平均分子量が１２０００〜３００００である前記［１］に記載の歯科矯正ワイヤー。
【００１２】
［３］  前記ガラス繊維の体積含有量が、２０〜６０％である前記［１］または［２］に記載の歯科矯正ワイヤー。
【００１３】
［４］  曲げ強さが８００〜２０００ＭＰａであり、曲げ弾性係数が２０〜９０ＧＰａである前記［１］〜［３］のいずれかに記載の歯科矯正ワイヤー。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、特定のガラス繊維とポリカーボネートを有するものであるため、審美性及び生体親和性に優れていることに加え、曲げ特性に優れ、局所的な曲げに対しても折れ難いために歯科矯正ワイヤーとして実用可能なものである。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】各歯科矯正ワイヤーのたわみ２ｍｍまでの荷重−たわみ曲線を示すグラフである。
【図２】細胞障害性試験（７２時間浸漬）の結果を示すグラフである。
【図３】巻き付け試験における軸と歯科矯正ワイヤーとを模式的に示す説明図である。
【図４】各歯科矯正ワイヤーを示す写真である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明の実施の形態について説明するが、本発明は以下の実施の形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、当業者の通常の知識に基づいて、以下の実施の形態に対し適宜変更、改良等が加えられたものも本発明の範囲に入ることが理解されるべきである。
【００１７】
［１］歯科矯正ワイヤー：
本発明の歯科矯正ワイヤーは、一方の端部から他方の端部まで連続するガラス繊維が束ねられたガラス繊維束と上記ガラス繊維を覆うマトリックス樹脂とを有する歯科矯正ワイヤーである。即ち、本発明の歯科矯正ワイヤーは、ガラス繊維束にマトリックス樹脂が含浸した、いわゆるガラス繊維強化熱可塑性樹脂成形体である。一般的に矯正治療において歯科矯正ワイヤーは、アーチ状（別言すれば、Ｕ字状）またはストレート状（別言すれば、棒状）のものが使用される。ここで、特に、叢生などの不正咬合に対して矯正治療を行う場合には、局所的な曲げに対しても折れ難いものである必要があり、本発明の歯科矯正ワイヤーは、局所的な曲げに対しても折れ難いものである。「一方の端部から他方の端部まで連続する」とは、歯科矯正ワイヤーの一方の端部から他方の端部まで破断されることなく配置されていることを意味する。本発明の歯科矯正ワイヤーは、ガラス繊維の体積含有量が２０〜６０％であることが好ましく、２５〜５０％であることがより好ましい。ガラス繊維の体積含有量が２０％未満では曲げ特性（曲げ強さ、曲げ弾性係数など）が低下してしまうことがあり、６０％を超過すると成形が困難になることがある。ここで、「ガラス繊維の体積含有量」は、歯科矯正ワイヤーの延びる方向に直交する断面におけるガラス繊維の占める面積から求めることができ、以下のように算出した値である。即ち、歯科矯正ワイヤーを、その延びる方向に直交する方向に切断し、断面をマイクロスコープで撮影する。その後、歯科矯正ワイヤーの断面積とガラス繊維の総断面積から算出する。
【００１８】
歯科矯正ワイヤーは、通常断面がほぼ円形であり、本発明の歯科矯正ワイヤーは直径が２００〜８００μｍであることが好ましく、２５０〜５６０μｍであることが更に好ましい。
【００１９】
本発明の歯科矯正ワイヤーの長さは、適用する患者によって異なるが、１８０〜３８０ｍｍ程度である。
【００２０】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、曲げ強さが８００〜２０００ＭＰａであることが好ましく、９５０〜１８００ＭＰａであることが更に好ましい。上記範囲とすることにより、歯列に沿った任意の形状に屈曲させることができる。本明細書において、「曲げ強さ」は、三点曲げ試験により測定した値である。
【００２１】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、曲げ弾性係数が２０〜９０ＧＰａであることが好ましく、３５〜８０ＧＰａであることが更に好ましい。上記範囲とすることにより、矯正治療において歯を移動させる際、周囲組織の血流を妨げるような過大な力を負荷することなく、歯牙を移動させるのに適性で弱い持続的な力を発現できる。本明細書において、「曲げ弾性係数」は、三点曲げ試験により測定した値である。
【００２２】
［１−１］ガラス繊維：
ガラス繊維は、実質的にＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの３成分からなるガラス組成物により構成されるものであり、具体的には、６４．０〜６６．０質量％のＳｉＯ２、２４．０〜２６．０質量％のＡｌ２Ｏ３、９．０〜１１．０質量％のＭｇＯを含み、ＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの合計は、９９．０質量％以上であり、ＳｉＯ２とＡｌ２Ｏ３とＭｇＯの合計が９９．５質量％以上であることがより好ましい。ここで「実質的」とは、ガラス原料を溶融する際に上記３成分以外の他の成分を意図的に添加しないことを意味する。即ち、このガラス組成物は、１質量％未満の上記３成分以外の他の成分を含んでいてもよいが、上記３成分以外の他の成分は０．５質量％未満であることがより好ましい。このようなガラス組成物からなるガラス繊維を用いるので、優れた曲げ強さ及び曲げ弾性係数を有する歯科矯正ワイヤーを得ることができる。ガラス繊維の市販品としては、日東紡績株式会社製の高強度ガラス繊維（商品名「Ｔガラス」）を好適に用いることができる。
【００２３】
また、ガラス繊維は、曲げ強さを向上させるために単繊維径が３〜１５μｍであることが好ましい。更に、３〜１０μｍであることがより好ましい。
【００２４】
本発明の歯科矯正ワイヤーに使用するガラス繊維束は、ガラス繊維が１００〜８００本束ねられたものが好ましく、ガラス繊維束の番手は２０〜１００ｔｅｘであることが好ましい。なお、「ｔｅｘ」とはガラス繊維束１０００ｍ長のｇ数に相当する。
【００２５】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、１本、または２〜８本の複数本のガラス繊維束を含むことが好ましい。ガラス繊維束の番手の合計（ガラス繊維束の番手×ガラス繊維束の本数）は、５０〜３００ｔｅｘであることが好ましい。また、それぞれのガラス繊維束は実質的に無撚りであることが好ましく、ガラス繊維束同士も互いに撚られることが無く、互いに引き揃えて並列に延在していることが好ましい。これにより、樹脂含浸性を向上させることができ、ガラス含有量を調整することができ、歯科矯正ワイヤーの断面形状を良好に（円形となるように）調整することができる。
【００２６】
ガラス繊維は、有機シラン処理されていることが好ましく、アミノシラン処理されていることが更に好ましい。有機シラン処理に使用するシランカップリング剤としては、例えば、β−（３，４−エポキシシクロヘキシル）エチルトリメトキシシラン、γ−グリシジルオキシプロピルトリメトキシシラン、γ−グリシジルオキシプロピルメチルジエトキシシラン等のエポキシ基を有するシランカップリング剤；γ−メルカプトプロピルトリメトキシシラン等のメルカプト基を有するシランカップリング剤；γ−アミノプロピルトリエトキシシラン、Ｎ−β−（アミノエチル）γ−アミノプロピルトリメトキシシラン、Ｎ−β−（Ｎ−ビニルベンジルアミノエチル）−γ−アミノプロピルトリメトキシシラン等のアミノ基を有するシランカップリング剤などが挙げられる。なお、有機シラン処理には、これらのうちの一種類もしくは複数種類を用いることが可能である。有機シラン処理により、ガラス繊維とマトリックス樹脂の界面における濡れ性が向上する。その結果、ガラス繊維とマトリックス樹脂との接着力、及び歯科矯正ワイヤーの曲げ強さも向上する。
【００２７】
［１−２］ポリカーボネート：
本発明の歯科矯正ワイヤーは、マトリックス樹脂としてポリカーボネートを有している。直径が３〜１５μｍである上記特定のガラス組成のガラス繊維とポリカーボネートとを用いることにより、曲げ強さ及び曲げ弾性係数に優れ、実用可能な歯科矯正ワイヤーを得ることができる。
【００２８】
ポリカーボネートの粘度平均分子量は、１２０００〜３００００であることが好ましく、１５０００〜２００００がより好ましい。「粘度平均分子量」は、溶媒として塩化メチレンを用い、温度２５℃で測定した溶液粘度より換算した値である。ポリカーボネートの粘度平均分子量が上記範囲であると、ワイヤーの製造を容易に行うことができる。更に、曲げ強さ及び曲げ弾性係数に優れ、実用可能な歯科矯正ワイヤーを得ることができる。また、粘度平均分子量が下限値未満であると、曲げ強さ及び曲げ弾性係数が低下するおそれがある。上限値超であると、ポリカーボネートの流動性が低下し、ワイヤーの製造が困難になるおそれがある。
【００２９】
［２］本発明の歯科矯正ワイヤーの製造方法：
本発明の歯科矯正ワイヤーは、例えば、上記ガラス繊維とポリカーボネートとを引き抜き成形法により複合化させることにより製造することができる。具体的には、溶融させたポリカーボネートを容れた樹脂含浸槽内のポリカーボネートに、複数本の上記ガラス繊維からなるガラス繊維束を通し、ガラス繊維にポリカーボネートを含浸させる。その後、樹脂含浸槽内に設けた直径０．５ｍｍの円形の引出孔からガラス繊維束を引き出して引抜成形する。その後、所望の長さに切断する。このようにして本発明の歯科矯正ワイヤーを製造することができる。なお、樹脂含浸槽内のポリカーボネートに、複数本のガラス繊維束を通す場合は、ガラス繊維束を引き揃えて通す。
【実施例】
【００３０】
以下、本発明を実施例に基づいて具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。
【００３１】
（実施例１）
繊維径７μｍのガラス繊維（日東紡績株式会社製の商品名「Ｔガラス」）を４００本束ねたガラス繊維束（番手３９ｔｅｘ）を４本用意した。なお、このＴガラスは、６５．０質量％のＳｉＯ２、２５．０質量％のＡｌ２Ｏ３、１０．０質量％のＭｇＯからなるものであった。
【００３２】
樹脂含浸槽内で粘度平均分子量１４５００のポリカーボネートを溶融し、ガラス繊維束を４本引き揃えて上記ポリカーボネートに通し、上記ガラス繊維にポリカーボネートを含浸させた。その後、樹脂含浸槽内に設けた直径約０．５ｍｍの円形の引出孔から４本のガラス繊維束をまとめて引き出して引抜成形した。その後、３５０ｍｍの長さに切断して歯科矯正ワイヤーを作製した。
【００３３】
作製した歯科矯正ワイヤーは、断面形状がほぼ円形で直径が４６０μｍであった。また、作製した歯科矯正ワイヤーは、直径７μｍのガラス繊維を４００本束ねたガラス繊維束を４本（表１中、「ＧＦＲＰ（Ｔ−７Ａ）」と示す）有しており、歯科矯正ワイヤーの延びる方向に直交する断面におけるガラス繊維の占める面積、すなわち体積含有量は、３４％であった。
【００３４】
作製した歯科矯正ワイヤーについて、以下の方法により［曲げ特性（曲げ強さ及び曲げ弾性係数）］、［細胞障害性試験］、及び［折れ評価］の評価を行った。
【００３５】
［曲げ特性（曲げ強さ及び曲げ弾性係数）］
作製した歯科矯正ワイヤーについて三点曲げ試験を行った。具体的には、三点曲げ試験では、長さ３０ｍｍの歯科矯正ワイヤーを三点曲げ冶具（支点間距離１６ｍｍ）に設置し、インストロン万能試験機（ミネベア株式会社製の型番「ＴＧ−５ｋＮ」）を用いて負荷速度１ｍｍ／分で曲げ荷重を与えた。このように三点曲げ試験を行った。試験体数は１２本とした。なお、曲げ弾性係数は、得られた荷重−たわみ線図の初期直線部分の傾きから算出した。評価結果を表１に示す。表１には、市販金属製ワイヤー（ステンレス鋼（「ＳＳ」）、コバルトクロム合金（「Ｃｏ−Ｃｒ」）、チタンモリブテン合金（「Ｔｉ−Ｍｏ」）、ニッケルチタン合金（「Ｎｉ−Ｔｉ」））及び各ＧＦＲＰワイヤーについての結果を示す。試験体数は、市販金属製ワイヤーについては１０本とし、その他のワイヤー（ＧＦＲＰワイヤー）については１２本とした。
【００３６】
歯科矯正ワイヤーには、歯周組織の毛細血管内の血圧に近い０．５〜５Ｎ程度の最適な力を長時間持続的に負荷できることが要求される。即ち、歯科矯正ワイヤーは、周囲組織の血流を妨げるような過大な力を負荷することなく、歯牙を移動させるための適性で弱い持続的な力（０．５〜５Ｎ）を発現できることが必要である。図１は、各歯科矯正ワイヤーの「たわみ２ｍｍまでの荷重−たわみ曲線」を示す。図１から明らかなように、本実施例の歯科矯正ワイヤーは、ニッケルチタン合金と同様の超弾性を有していることが分かる。そのため、矯正治療に用いるワイヤーとして非常に有用であることが分かる。
【００３７】
［細胞障害性試験］
口腔内組織細胞であるヒト歯肉線維芽細胞に対してＭＴＴ試験を用いて細胞障害性の試験を行った。具体的には、ヒト歯肉線維芽細胞を含む細胞培養系に、上記「Ｔガラス」（表２及び図２中、「ガラス繊維」と記す）、ポリカーボネート、市販金属製ワイヤーの断片をそれぞれ７２時間浸漬して放置した。試験数は４個とした。市販金属製ワイヤーは、ステンレス鋼（表２中、「ＳＳ」と記す）、コバルトクロム合金（表２中、「Ｃｏ−Ｃｒ」と記す）、チタンモリブテン合金（表２中、「Ｔｉ−Ｍｏ」と記す）、ニッケルチタン合金（表２中、「Ｎｉ−Ｔｉ」と記す）を用いた。上記ヒト歯肉線維芽細胞を回収した後、「ＬＤＨ  Ｃｙｔｏｔｏｘｉｃｉｔｙ  Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ  Ｋｉｔ」（タカラバイオ株式会社製）を用いて、ヒト歯肉線維芽細胞が障害される際に放出する乳酸脱水素酵素量を測定した。このようにして、ヒト歯肉線維芽細胞に対する細胞障害性の試験を行った。表２及び図２に示す「コントロール」は、ジルコニアの断片を用いた。評価結果を表２及び図２に示す。表２及び図２中、「７２時間後の平均値」は、各ワイヤーの断片を７２時間浸漬して放置した後の乳酸脱水素酵素量の平均値であることを示す。
【００３８】
［折れ評価］
歯科矯正ワイヤーについて巻き付け試験を行った。具体的には、図３に示すように、歯科矯正ワイヤー１０を、特定の曲率半径Ｒを有する軸２０に沿わせて直角に（ワイヤーの一方の端部と他方の端部とのなす角度が９０°となるように）曲げた。その後、歯科矯正ワイヤー１０における永久変形の有無を確認し、折れの評価を行った。評価基準は、「永久変形が残らない（弾性回復する）」ときを「○」とし、「永久変形が残る」ときを「×」とし、「永久変形が残る場合と残らない場合がある」ときを「△」とした。評価結果を表３に示す。ここで、歯科矯正ワイヤーは、歯列に沿って湾曲させて使用するが、特に、叢生などの不正咬合に対する矯正治療を可能にするためには、曲率半径Ｒがより小さい軸に沿わせて曲げたときに「○」の評価結果が得られる必要がある。
【００３９】
表１〜表３中、「ＳＳ」はステンレス鋼を示し、「Ｃｏ−Ｃｒ」はコバルトクロム合金を示し、「Ｔｉ−Ｍｏ」はチタンモリブテン合金を示し、「Ｎｉ−Ｔｉ」はニッケルチタン合金を示す。更に、表１及び表３中、「ＧＦＲＰ（Ｅ−１３）」は、後述する実施例３のＴガラスに代えて直径１３μｍのＥガラス（日東紡績株式会社製）を用いた歯科矯正ワイヤー（歯科矯正ワイヤーの直径、ガラス繊維の体積含有量は実施例３の歯科矯正ワイヤーと同じである）を示す。「ＧＦＲＰ（Ｅ−７）」は、実施例１のＴガラスに代えて直径７μｍのＥガラス（日東紡績株式会社製）を用いた歯科矯正ワイヤーを示す。歯科矯正ワイヤーの直径、ガラス繊維の体積含有量は、実施例１の歯科矯正ワイヤーと同じである。なお、表１，表３，図１中の「Ｎｉ−Ｔｉ（Ａ）」と「Ｎｉ−Ｔｉ（Ｂ）」とは、いずれもニッケルチタン合金であり、製造元が異なるものである。「Ｅガラス」は、５５質量％のＳｉＯ２、１４質量％のＡｌ２Ｏ３、２３質量％のＣａＯ、１質量％のＭｇＯ、０．６質量％のＲ２Ｏ（但し、Ｒはアルカリ金属）、６質量％のＢ２Ｏ３、０．３質量％のＴｉＯ２からなるものである。
【００４０】
【表１】
2014039662.tif 000002
【００４１】
【表２】
2014039662.tif 000003
【００４２】
【表３】
2014039662.tif 000004
【００４３】
（実施例２）
繊維径７μｍのガラス繊維（日東紡績株式会社製の商品名「Ｔガラス」）を１６００本束ねてガラス繊維束（番手１５６ｔｅｘ、表１中の「ＧＦＲＰ（Ｔ−７Ｂ）」と示す）とし、樹脂含浸槽内に設けた直径が約０．５ｍｍの円形の引出孔からこのガラス繊維束を引き出して引抜成形した以外は実施例１と同様にして歯科矯正ワイヤーを作製した。なお、実施例２の歯科矯正ワイヤーは、断面形状がほぼ円形で直径が４６０μｍであり、ガラス繊維の体積含有量は３４％であった。
【００４４】
（実施例３）
繊維径１３μｍのガラス繊維（日東紡績株式会社製の商品名「Ｔガラス」）４００本を束ねてガラス繊維束（番手１４３ｔｅｘ、表１及び表３中の「ＧＦＲＰ（Ｔ−１３）」と示す）とした以外は、実施例２と同様にして歯科矯正ワイヤーを作製した。なお、実施例３の歯科矯正ワイヤーは、断面形状がほぼ円形で直径が４６０μｍであり、ガラス繊維の体積含有量は３２％であった。
【００４５】
（比較例１〜７）
金属製ワイヤーを用いるか（比較例１〜５）、または、ガラス繊維として一般的なＥガラス組成のガラス繊維に変えた（比較例６，７）以外は、比較例６においては実施例３と同様にし、比較例７おいては実施例１と同様にして、歯科矯正ワイヤーを作製した。作製した歯科矯正ワイヤーについて実施例１と同様にして［曲げ特性（曲げ強さ及び曲げ弾性係数）］、及び［折れ評価］の評価を行った。評価結果を表１，表３に示す。
【００４６】
実施例１〜３の歯科矯正ワイヤーは、メタルフリーであるため比較例１〜５の歯科矯正ワイヤーに比べて、審美性及び生体親和性に優れていた。図４には、各歯科矯正ワイヤーの写真を示す。図４に示すように、実施例１の歯科矯正ワイヤーは半透明であり、審美性に優れることが分かる。図４中、「ＳＳ」はステンレス鋼からなるワイヤーを示し、「Ｃｏ−Ｃｒ」はコバルトクロム合金からなるワイヤーを示し、「Ｔｉ−Ｍｏ」はチタンモリブテン合金からなるワイヤーを示し、「Ｎｉ−Ｔｉ」はニッケルチタン合金からなるワイヤーを示す。更に、「ＧＦＲＰ（Ｔ−７Ａ）」は実施例１の歯科矯正ワイヤーを示す。また、実施例１の歯科矯正ワイヤーは、細胞培養系に７２時間浸漬した結果、コントロールと比較して有意な差は確認されなかった。即ち、［細胞障害性試験］の結果から、実施例１〜３の歯科矯正ワイヤーは、細胞障害性が無いことが確認できた。更に、実施例１〜３の歯科矯正ワイヤーは、比較例６，７の歯科矯正ワイヤーに比べて、曲げ強さ及び曲げ弾性係数に優れていることが確認できた。そして、実施例１〜３の歯科矯正ワイヤーは、［折れ評価］の結果から、折れ難く、実用可能であること（特に、叢生などの不正咬合に対する矯正治療に好適に使用できること（局所的な曲げに対しても折れ難いこと））が確認できた。
【００４７】
実施例２では、実施例１に比べ引抜成形の際に引抜抵抗性が高く、牽引力を大きくしなければならなかった。これはガラス繊維束の断面形状と引き出し孔の断面形状の差が大かったためと考えられる。実施例２の曲げ特性が実施例１より若干低下したのは、上記理由により繊維の損傷が多く発生したためと考えられる。
【００４８】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、超弾性ワイヤーとして現在歯科矯正に幅広く使用されているＮｉ−Ｔｉワイヤーと同様の曲げ特性を示すことが確認できた。また、本発明の歯科矯正ワイヤーは、良好なバネ特性を備えていることが確認できた。即ち、本発明の歯科矯正ワイヤーは、矯正治療において歯を移動させる際、周囲組織の血流を妨げるような過大な力を負荷することなく、歯牙を移動させるための適性で弱い持続的な力（０．５〜５Ｎ）を発現できるものである。また、表２及び図２に示すように、本発明の歯科矯正ワイヤーの材料は、ヒト歯肉線維芽細胞に対する細胞障害性が確認されなかった。そのため、生体安全性に優れたワイヤーであることが確認できた。このため、本発明の歯科矯正ワイヤーは、一般的に毒性があるとされているＮｉ（ニッケル）を含むＮｉ−Ｔｉワイヤーに替わりうる審美性、生体親和性及び超弾性を有する歯科矯正ワイヤーである。
【産業上の利用可能性】
【００４９】
本発明の歯科矯正ワイヤーは、歯列矯正に用いる装置として好適に用いることができる。
【符号の説明】
【００５０】
１０：歯科矯正ワイヤー、２０：軸。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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