(57)【要約】本発明は歯列矯正用ワイヤの対象領域を局部的に熱処理する方法を提供する。１分間に最大約６〜１０リットルの流量を供給する熱空気源が、ワイヤに金属学的な特性を付与するために、機器や装置によって望みの形状に維持しながら所定の温度以上でワイヤの小さな領域を選択的に加熱するために使われる。ワイヤがその温度で必要な時間保たれた後は取り外され冷却される。これらが可能になるとオーステナイト相を持つニッケル−チタンワイヤの局所的なゾーンの形状固定や、ストレスの緩和と加工硬化されたステンレススチールの熱均しも容易に行われるようになる。これらの或いは他の有用性、特徴、本発明の目的は以下の明細に見る詳細な記述と図面によって容易に理解されるはずである。
2009522057.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ワイヤの小領域に望みの形状を付与する工程と、
前記ワイヤの小領域を望みの形状に維持しながら、細いノズルを備え、毎分最大約１０リットルの流量で熱気流を供給する熱空気源を使って金属の性質が変わる温度以上において前記ワイヤの領域を選択的に加熱する工程と、
加熱された領域を冷却する工程とから成る歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項２】
前記ワイヤはニッケル−チタン合金から成ることを特徴とする請求項１に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項３】
前記ワイヤの領域は前記ニッケル−チタン合金の形態設定温度よりも高い温度に加熱されることを特徴とする請求項２に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項４】
前記ワイヤの領域は約５００°Ｆ〜１０００°Ｆで加熱されることを特徴とする請求項２に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項５】
前記ワイヤはステンレススチール合金から成ることを特徴とする請求項１に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項６】
前記ワイヤの領域は前記ステンレススチール合金を均質化する十分に高い温度で加熱されることを特徴とする請求項５に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項７】
前記ワイヤの領域は形付け用プライヤの挟み部を使って所定の形状に成形されることを特徴とする請求項１に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項８】
前記ワイヤの領域に形成される前記所定の形状は、加熱中に形付け用プライヤの挟み部の間に保持することによって維持されることを特徴とする請求項１に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項９】
前記熱空気源は加熱された空気を約０．６〜１０ｍｍの口径のオリフィスを有するノズルを通して供給することを特徴とする請求項１に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１０】
ニッケル−チタン合金ワイヤの小領域を所定の形状に成形する工程と、
前記ワイヤの領域を望みの形状に維持しながら細いノズルを備え、毎分最大約１０リットルの流量で熱気流を供給する熱空気源を使ってニッケル−チタン合金の形態設定温度以上の温度で前記ワイヤの前記領域を選択的に加熱する工程と、加熱された前記領域を冷却する工程から成る歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１１】
前記熱空気源は加熱された空気を約０．６〜１０ｍｍの口径のオリフィスを有する前記ノズルを通して供給することを特徴とする請求項１０に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１２】
前記ワイヤの領域は形付け用プライヤの挟み部で所定の形状に成形されることを特徴とする請求項１０に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１３】
前記ワイヤの領域に係る前記所定の形状は、加熱中に形付け用プライヤの挟み部が前記領域を保持することによって、維持されることを特徴とする請求項１０に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１４】
前記ワイヤの領域は約５００°Ｆ〜１０００°Ｆで加熱されることを特徴とする請求項１０に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１５】
ステンレススチール製ワイヤの小領域を所定の形状に成形する工程と、
前記ワイヤの領域を望みの形状に維持しながら小さなノズルを備え、毎分最大約１０リットルの流量で熱気流を供給する熱空気源を使ってワイヤの領域を均質化する合金の転移温度以上の温度において前記ワイヤの領域を選択的に加熱する工程と、
加熱された領域を徐々に冷却する工程とから成る歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１６】
前記ワイヤの部分は約８５０°Ｆで加熱されることを特徴とする請求項１５に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１７】
前記熱空気源は加熱された空気を約０．６〜１０ｍｍの口径のオリフィスを有する前記ノズルを通して供給することを特徴とする請求項１５に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【請求項１８】
前記ワイヤの領域は形付け用プライヤの挟み部で所定の形状に成形されることを特徴とする請求項１５に記載の歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、歯の矯正治療に関するものであり、より具体的には歯列矯正用ワイヤの領域の金属学的物性を変えるために、その領域を局所的に熱処理する歯列矯正用ワイヤの局部的熱処理法に開するものである。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００２】
本発明は矯正歯科の医師が診療室で作製する歯列矯正用ワイヤを調整する方法に関するものである。本発明では、矯正したい歯を持つ患者の各歯にかける矯正力の強さを制御する新しい方法について述べる。そのような制御下においては、金属学的に活性化された温度において集中的かつ正確に加熱されると、ステンレススチールや特に超弾性を示すニッケル−チタン合金のような特定の合金から成るワイヤの金属学的或いは機械的な性質が変化する。
【０００３】
本発明によれば歯列矯正用のワイヤの金属学的特性は変わっても、その変化はワイヤの極めて短い領域にのみ限定され、反発特性を有するワイヤ全般に分布する貯蔵エネルギのパターンが変わることはない。そのように変化するアーチワイヤのゾーンの大きさと間隔がきめ細かく決定される結果、セグメントは特性を付与されると、隣接する歯に対しての力を変えずに、目的とする単一の歯にのみ制限的な力を加える。このように、領域の変化した領域内ではワイヤの金属学的或いは機械的な性質も変化して、矯正歯科医は必要に応じてワイヤに対して特定の成形、整形或いは自在の折曲を施せるようになり、その結果不揃いな歯に対して加えるべき適正な矯正力の強さとその矯正すべき位置を決めることができる。
【０００４】
一般に、ステンレススチール製のワイヤを成形、整形或いは折曲するのは困難である。ニッケル−チタン合金類のワイヤを加工する場合には、本発明が示すワイヤに対象セグメントを定めて、そこを部分的に変化させる方法以外には、成形、整形、折曲などの作業を行うことは不可能である。
【０００５】
本発明による金属の金属学的或いは機械的な性質を改良する方法は、ステンレススチールにも適用できる。ステンレススチール合金のワイヤにそのような処理を施すと、抗張力と反発弾性が相応に高められ、ワイヤは望みの形状に保持されて、耐久性或いは破断抵抗が大幅に改善される。
【０００６】
本発明の有用性、多用性の全てを理解するために、今日まで歯列矯正に使われてきた歯への矯正力を制御し、作用させる方法について以下に説明する。
【０００７】
歯科の分野から最初に独立した専門分野である矯正歯科は１８００年代後半から徐々に認知されるようになってきた。１９３０年代に入る前までに矯正歯科は、一般歯科とは別の存在であると理解され、それに伴って矯正治療をすれば不揃いの歯も矯正できることが知られるようになった。１９６０年代までにはブレースが普及し、広く購入可能になった。
【０００８】
しかしながら、矯正歯科を専門とする医師が現れて、一般にも広く普及し、標準的な治療法が確立した今日においても、矯正歯科の分野では２つの中心的課題が継続的に提起されている。これらは（ａ）歯を移動させるために、矯正歯科医が生体に加える力のレベルを長期にわたって安定的かつ持続的に軽減すること、（ｂ）歯を生体に優しく適切に移動させるために、個々の歯に対して最適化された矯正力を加える機械システム（改良された医療装置）を開発すること等である。これら従来からの課題は本発明を実行すれば解決される。
【０００９】
矯正歯科における治療では、強い力よりも常に柔らかい力を加えた方が、患者の反応は良好であることが証明されている。また、より柔らかい力を掛けた方が、処置後の歯は早期に望みの位置に移動し、歯根や歯周膜に加えられる苦痛も緩和されることが知られている。同時に、最近の調査では矯正歯科の分野において歯を動かす際に最適な柔らかい力を連続的に作用させる治療法がまだ十分に取り入れられていないことが指摘されている。理論的に望まれる矯正のための力は恐らく非常に弱いもので、現在使用されている治療器では実現困難である。
【００１０】
矯正歯科の治療分野は、生体適合性合金やそれを製造する関連の金属学的な或いは機械的な方法の開発によって大きく進歩したが、生体に優しい極めて柔らかな力を歯に作用させようとする意図は重要視されず、矯正歯科用の器具に対する第１の要件が、装置の歪みや破壊を回避するために頑丈で長持ちすることであったことは否めない。本発明によって、歯に柔らかい矯正力を付与できる矯正機器や、矯正歯科が治療の際に抱える、或いは未熟さ故に発生する多くの課題に対処できる装置の使用が可能になる。
【００１１】
過去にも、矯正歯科治療には革新的な考え方があり、非常に弱い力の持つ優位性を活かし、それをそれぞれの歯に作用させるという特別の試みもあった。例えば、比較的小さい下顎の前歯を動かす場合には小臼歯や大臼歯に比べて相対的に弱い力で十分である。しかも、従来型の全歯列のアーチを横断して固定されるアーチワイヤは、全ての歯に同じ力を加える傾向がある。１９６０年代になって非常に強い影響力を持つ矯正歯科医師であり、教育者でもあったジャラバック博士が「部分力」と呼ばれる治療法を提起し、オーストラリアの矯正歯科医師ベッグ博士は「軽いワイヤ」の技術を導入した。これらの治療法は治療器の発展と共に更に進歩した。
【００１２】
これらの方法を取り入れた治療システムはブラケット、特別仕様のアーチワイヤ、多種類にわたる補助ばねから成り、１本の歯或いは複数以上の歯に加えられる弱い矯正力を制御し調整する。これらの技術は一般的に使われてきたもので、その大部分は一連の課題を抱えるコンポーネントを操作するために注ぎ込まれた時間と技能の中から生まれたものである。
【００１３】
しかし、本発明はジャラバック、ベッグ両氏の考え方も継承している。本発明によれば標準的な矯正歯科治療器を使っても、１本の歯に加える力を適正に制御、調節することができる。そのような力は取り付けられる金属製のコンポーネント内で発生し、適度のばね定数を持つと共にばねの変形範囲内で作用して、対象となる歯が求める生体に適合する矯正力を発生することになる。
【００１４】
矯正を要する患者の歯への矯正力は、２０個の前歯と８個の大臼歯にしっかりと取り付けられた矯正用ブラケットを通して加えられる。歯に付けられたブラケットは、横断するアーチワイヤと歯とを結びつける。アーチワイヤは全てのブラケットに繋がっており、それによって全ての歯に矯正力が伝えられる。従来からの矯正治療においては、最初に加えられる力はアーチワイヤ内に貯蔵された貯蔵エネルギが徐々に散逸される際に発生し、その力によって、歯は所定の歯列に正され、所定の位置に移動する。このように、アーチワイヤが矯正用のブラケットと相互に作用する時、アーチワイヤの機械的性質は、歯根に加えるべき力のベクトルの範囲と大きさとを決定する。
【００１５】
矯正歯科医は各歯や歯列に対して矯正力を付与するために、他にも手段を用意している。それらには例えば、ゴムのラテックス、ゴムバンド、高分子材料等の変形後の回復力や、圧縮力或いは引張力を蓄えることができる金属ばね、小さな金属製のねじ形ジャッキ又は機械的な力或いは反発性を利用したデバイス等が含まれる。矯正治療ではこれら矯正力を発生する手段は日常的に使われているが、このアーチワイヤは中心的かつ歯列を統合する力の発生源であって、全ての歯に絶えず矯正力を供給する唯一のワイヤであることを銘記すべきである。
【００１６】
１９３０年代の初頭には、矯正歯科の専門家向けに標準の治療器は殆ど市販されていなかった。当時の矯正歯科医は手に入る部材を使って、診療室内で矯正歯科用の治具を直接組み立てていた。当時の部材は既知の材料（金、プラチナ、パラジウム等）から構成されていた。歯科で使用される一般的な金の鋳造合金と同等の金の合金もアーチワイヤの対象材料にはなる。コストを無視して性能を評価すれば、金の合金製のワイヤは展性を有し、診療室内でも容易に硬化可能であるという点で優れたワイヤである。
【００１７】
これらのワイヤはおよそ８．５×１０6の弾性率を示し、従ってこのような合金は今日の矯正歯科医が使い慣れているステンレススチールに比べかなり弱い力を与える。同じ断面積と長さを備えたワイヤセグメントで比べた場合に、金の合金製の形状付与力はステンレススチールの約６０％である。しかし、現実に歯に伝える力は次の２つの理由からステンレススチールのワイヤに比べ強くなる。第１に金製のアーチワイヤに馴染んでいた矯正歯科医師にとって、当時の材料の断面積は今日標準化されている断面積とは異なり、例えば過去に使われたリボン状のワイヤや２重に撚られたワイヤの断面積は今日の規格に比べかなり大きなものであった。
【００１８】
第２に金の合金は金の鋳造合金に通常使われるものと同じ転移相内で熱処理されて、成形、硬化そして強化処理が施されていた。矯正医師は金のアーチワイヤを成形し、仕上げた後は通常、診療室内でアルコールランプの焔を使って硬化した。機械的性質が強化され、今日ならば歯の周囲を傷つけると懸念されるほどの力を持つ太いワイヤが骨を通して歯に取り付けられた。
【００１９】
１９３０年代初頭に導入され、貴金属に取って代わったステンレススチールは、１９５０年代までに全ての矯正歯科用ワイヤや様々なコンポーネントに使われるようになった。貴金属や金をベースとする合金とは異なって、熱処理してもステンレススチールの抗張力や弾性率、硬度は改善されなかった。しかし、ステンレススチールは時には硬化加工と呼ばれる冷間加工が可能である。冷間加工によってその抗張力、弾性率、硬度は完全に焼き均されたときよりも約４００％高くなる。そのような性質を有するために、ステンレススチールは柔らかい結さつ糸、部分的に硬化されたバンドや歯冠、そして強靭なアーチワイヤなど広い範囲に応用されている。
【００２０】
熱処理によって、ステンレススチールの抗張力と硬度は改善されないが、ほど良いばね定数が付与され、口の中に入ると耐久性が著しく増大し、破断強度も向上した。時には、残留応力除去とも呼ばれるノーマリゼーション（焼き均し）の工程では、ステンレスワイヤを８５０°Ｆ付近で所定の時間加熱し、比較的ゆっくりと冷却する。ノーマリゼーションはワイヤの引き抜き工程で生じた残留応力と加工硬化の影響を均質化するために行われるが、組立工程における複雑な医療機器の早期破壊を予防する目的も持っている。
【００２１】
矯正歯科用機器の製作過程での加工硬化は、予備圧縮成形、圧縮成形やスパンキング、プライヤを使う手作業、圧延、レーザ溶着、電気溶接、限界成形や折曲などによって生ずる。これらの操作は全て加工硬化に繋がり、時としてワイヤのセグメントを部分的に非常に硬く、脆くする。同様に、診療室内では矯正歯科医がアーチワイヤを扱うとき、或いはループ、ポスト、ストップや矯正用のベンドを取り付けるときに、同じような硬度の不均一分布が生ずる。
【００２２】
ワイヤにそのような顕著な加工硬化が加わると、繰り返し負荷に基づいたストレスの高い場所が生じて、その部分から破壊が開始され広がってゆく。残留応力の除去は金属本来の物性を損なわずにストレスを均一にする。熱処理温度を７５２°Ｆ〜１１１２°Ｆの温度範囲で行うと、ステンレススチールの残留応力が除去されることが知られている。一般的な作業手順ではステンレススチールは８５０°Ｆで３０分加熱され、それから徐々に冷却される。ノーマリゼーション温度を高くすると、好ましくないマルテンサイト相とオーステナイト相の粒状構造の共存状態を排除したり、減少させるために効果があると考えられている。このような状態の共存は好ましいことではなく、材料を不安定にして腐食に対する抵抗力を低下させる。
【００２３】
このことから明らかになるように、本発明の利点は診療室内でプライヤ加工により、ワイヤ部分に生じた残留応力を除去するノーマライジングが可能になったことである。ノーマライジングや残留応力の除去は内部環境を制御する特別仕様の炉のような重工業製品用の装置で必要とされ、通常は工業界で利用される熱処理法である。従って、これまでこれらの方法は歯の診療室では利用できないと考えられてきた。しかし、本発明を使えばこの金属学的残留応力除去とノーマリゼーションが診療室内でも実行できるようになる。
【００２４】
ステンレススチールへの転換や、貴金属からの離脱と機軸を同じくしてきた矯正歯科の発展の時代は、ブラケットの形状の標準化と広い範囲にわたる個別の処理技術を取り込んで一体化し、より均一な標準技術を作り上げてきた。これら矯正歯科分野での変遷は、矯正歯科医がその時々に新しいアーチワイヤを使用しては多少の失敗を重ねた矯正治療法開発の歴史でもある。進歩に伴って、より高度なより効率的な性能を備えた治具を使って、初期段階から最終段階に至る治療を行ってきた矯正歯科医にとってステンレススチールアーチワイヤは標準使用になった。
【００２５】
治療は、大きなたわみと低いばね定数を持つワイヤに始まって、硬度と大きい断面積を有するワイヤへと進み、最終的には美しい歯並びを実現するためにより大きく硬いワイヤを使用する。アーチワイヤを各段階に適応させる作業を通じて、矯正歯科医は矯正力に注力して、歯列に沿ったどの位置の症例にも対処できる生体に優しい矯正力を決めることができる。治療では、最初例えば０．０１４或いは０．０１２インチほどの径を持つ細く丸いステンレススチールを使う。ついで徐々に径を太くして行き、より柔らかい角状の断面を持つアーチワイヤへと進み、通常サイズでより硬い角状のフィニシングワイヤを使って最終段階に入る。矯正歯科では、このような治療に対する一般的な考え方を中心に治療プランを立てる。
【００２６】
歯列矯正の実務者は、歯根に対して働く生体にやさしい矯正力のあり方を追求した結果、治療の初期の段階ではより弱い力を使うことが必要であることを認識したので、軽いワイヤの使用を治療プランに組み入れるようになった。その到達点に向かって、１９７０年代にはネット状や紐状に編まれたステンレススチールワイヤが治療に導入された。そのようなアーチワイヤは、３本ほどの細いワイヤを組み合わせたものから、ごく細い８本のワイヤを組み合わせたものまであり、それらは歯科用のアーチワイヤとして、撚られ編まれ或いは紐状に形成され、残留応力が除去された。
【００２７】
熱処理（ノーマライジング）の段階を経たワイヤは、撚られたり、紐状になったり、編まれるともつれ難くなる。数本を撚って作製したアーチワイヤには、極細のワイヤを合わせたものであってもより加工し易くなる。幾本かを撚ったワイヤを使えば歯の内部と外部の間、上下の歯の間をジグザグ状に行き来させたり、歯の細かい個所、裏側への取り付けも可能になる。撚ったワイヤは過度の不正咬合を起こす歯に、細い孔を開けたブラケットを取り付けるときに使われる。
【００２８】
このようなアーチワイヤは、不適切なセグメントの結合や患者への苦痛を伴うことなく、一般的には治療の初期段階で理想的に作用する。患者は融通性に欠けたワイヤに付随する不快さから解放され、最も軽量のステンレススチールワイヤを使った治療よりも更に早期に歯列を矯正することができるようになった。
【００２９】
撚ったワイヤの導入の後、１９７０年代の中期から後期にかけて矯正歯科の世界は新たな革新の時代に入った。そこにはアーチワイヤの材料、アーチワイヤの形態と形状等での進歩が組み込まれており、それらの進歩が金属の科学と矯正歯科のニーズとの関係を一層緊密なものにした。アーチワイヤの発展段階にあったその時に、均質に撚り合わせられたステンレススチール製のアーチワイヤが、矯正歯科が実務全般にわたって求める目的のために開発された。
【００３０】
より高い性能を有する新材料の出現も予想された。１９６２年には軍事研究の中から優れた特性を持つ新しい合金が出現した。その合金はナイチノール（Nitinol）と命名され、重量比で５５％のニッケルと４５％のチタンとから成っている。非常に軽く柔らかい力を実現するという矯正歯科が長年持ち続けてきた目標にも合致して、ナイチノールは非常に柔らかい力を実現した。同じ形状でもナイチノールの剛性率はステンレススチールワイヤのおよそ２６％にすぎなかった。
【００３１】
ナイチノールはまた異常に低いばね定数を示す。一度負荷を掛けられて、更にたわんでも、広いたわみ範囲にわたって新たなストレスを生ずることがない。ナイチノールはまた非常に特異な形状記憶特性を示す。ナイチノールの応力―歪曲線に見る安定したプラトー領域の形は理論的にも定常的な生体適合型の力を付与するためには理想的であると考えられた。ナイチノールは極めて望ましい性能を備えているために、世に出ると直ぐに究極の矯正用のワイヤになり得るとの評価を受けた。
【００３２】
それが持つ非常に好ましい性質が商品化の基礎固めになって、より改良された物性を有する材料が矯正歯科用に開発された。ナイチノール合金を加工して作られた歯列矯正用のワイヤはこの分野では”Ｎｉ−Ｔｉ”ワイヤとして知られるようになり、Ｎｉ−Ｔｉ合金はほぼ全ての矯正歯科用デバイスに組み込まれるようになった。
【００３３】
現在、Ｎｉ−Ｔｉ合金とその変性体例えば変性用の成分として銅やモリブデン加えた合金は矯正歯科の分野では、非常に馴染みの深い材料になっている。米国特許公報第４、０３７、３２４号でAndreasenはＮｉ−Ｔｉ合金を使って、矯正治療の核になる方法論を述べている。Ｎｉ−Ｔｉ合金は主としてニッケルとチタンから成る合金を指すが、ニッケルとチタンから成る集合体に他の金属が取り込まれていてもよい。
【００３４】
本発明はＮｉ−Ｔｉ合金の金属加工の特徴と限界についても検討を加えている。アーチワイヤのようなＮｉ−Ｔｉ合金ワイヤの製造過程では、Ｎｉ−Ｔｉ合金の地金が延伸され、次いで人体に適合するように所定のアーチ形に成形され固定される。好みの形状に形付けし、ネット状の形に固定するには材料を極く短い時間９３０°Ｆの温度で加熱する。ネット状の形状を固定するために要する一定温度での加熱時間はＮｉ−Ｔｉ合金の固定されるネットの熱容量と断面積に依存するが、通常では矯正用に使う太さのワイヤの場合に、加熱時間は僅か１分〜数分で十分である。ネット形状の加熱、固定は正確な温度で行う必要はなく、狭い温度領域にわたっていてもよい。
【００３５】
例えば、市販のネット状に形状を固定する治具では、合金の電気抵抗を利用する。形状を固定する温度にまで上げるには、組み立てられたワイヤセグメントの末端に電圧と電流を最適に組み合わせて作用させる。たとえ、熱処理している間にワイヤの金属変性条件の変化して、Ｎｉ−Ｔｉ合金の電気的性質が変わっても、ワイヤに流れる電流はワイヤを望みの温度を保持するので、途中必要な小休止を入れる間も制御は継続される。ワイヤが冷却されると形付けは終わり、その形状は永久に保持される。
【００３６】
ネット状の形状固定に関する先行技術によれば、ニューヨーク州ボヘミアのＧＡＣ社がかつて販売したＮｉ−Ｔｉワイヤを電熱加熱するためにプライヤを使っている。ＧＡＣ社のプライヤの挟み部が電極の役割を果たし、Ｎｉ−Ｔｉワイヤそのものが電気回路を形成して電流がワイヤに流れ、その結果、Ｎｉ−Ｔｉワイヤをその形態設定温度以上の温度まで上昇させる。
【００３７】
熱処理によるネットの形状固定のプロセスは材料を焼き均し、その間に、その金属学的粒形態は完全なオーステナイト相と呼ばれる相形態を形成する。オーステナイト相における特徴的な粒形態は合金の「転移温度」と呼ばれる温度以下になるまで維持される。ワイヤが冷却される時に通過する転移温度の閾値は、他の加工パラメータを変えたり、合金の組成を僅かに変えることによって調整することができる。矯正歯科で応用する際には、他のワイヤに発生する望ましい効果は、転移温度を本体温度よりも僅かに低く設定したときにも得られるが、殆どの場合に転移温度は本体の温度以上に設定する。
【００３８】
ナイチノールは金属学的に高い形状設定温度から、転移温度にまで冷却されると、その機械的性質が劇的に変化する。マルテンサイト相と呼ばれるこの条件下ではナイチノールは顕著に柔らかくなり、加工性は急激に増して剛性が低下する。マルテンサイト相では合金の応力―歪曲線は殆ど平坦になるが、それは生体に適合する矯正力を発現する場合に、媒体として非常に優れていることを示している。
【００３９】
これら２相間の相転移のユニークさは完全に可逆的であることである。材料はマルテンサイト相とオーステナイト相間を緩やかな温度の循環、機械的応力の誘起や除去を伴いながら転移する。オーステナイト相とマルテンサイト相にあるＮｉ−Ｔｉワイヤが示す機械的性質は通常の材料が２相の間を転移するのとは明らかに異なる。要約すれば、Ｎｉ−Ｔｉの金属学的特徴は、冷却（又は変形）によってオーステナイト相からマルテンサイト相に至る可逆的な固相転移であり、加熱によってマルテンサイト相からオーステナイト相に可逆的に転移する点である。
【００４０】
Ｎｉ−Ｔｉの可逆的な転移の特徴はGarrec等が「超弾性を有する矯正歯科用Ｎｉ−Ｔｉワイヤの断面積の大きさと曲げ剛性：The Angle Orthodontist, vol.74 no.5, pp 691-696(2003)」で詳細に検討している。大変形下では、Ｎｉ−Ｔｉ合金は超弾性現象を示す。このタイプの挙動は準弾性と呼ばれる。何故ならば、荷重、除重のサイクル下でも従来から知られた線形或いは非線形弾性に似て、完全に元の状態に戻るからである。回復過程ではヒステリシス現象が起こり、その大きさは機械的サイクリングが起こる間にエネルギがどれほど散逸するかに依存する。温度に依存する臨界応力が掛かると、マルテンサイト相が生成する。
【００４１】
従って、Ｎｉ−Ｔｉワイヤの機械的挙動は大部分マルテンサイト相の存在下で発現する。プラトーは変形した方向に沿って最も都合良く配列している変異子を選択することによって、マルテンサイト相が持つ外からの変形を吸収する性質に基づいて生ずる。各変異子と他の変異子との間は、力が加わると簡単に滑るように背中合わせになっている。
【００４２】
この温度と応力が掛からない状態で、マルテンサイト相は不安定になり、除重によって試験片は元の形状に戻る。逆方向に転移するときは除重時にプラトーを描く。その際、オーステナイト相とマルテンサイト相間の逆方向の動きに伴う逆転移によって形状は完全に元に戻る。この場合に、弾性変形は結合が引き離されるから起こるのではなく、原子配列が新しい平衡状態に落ち着く際の相転移によって起こるのである。これは結晶学的構造変異である。最も好ましいマルテンサイト相の変異子が成長すると、外部からの荷重を緩和するようになる。この現象では、フックの法則に従う弾性に比べエネルギの消費は少なくなり、変異が起こる温度と応力の範囲ではオーステナイトの塑性変形は阻止される。
【００４３】
このように、歯の移動に係る極めて弱い力を生成し、それぞれの歯の要求に合わせて、これらに力を伝えるという念願の目標は、理論的にはＮｉ−Ｔｉ合金の持つ順応性の高い超弾性によって達成された。この目標を現実にするために必要な残留応力は、皮肉にもＮｉ−Ｔｉワイヤの形状記憶特性に基づく加工し難さ（即ち、Ｎｉ−Ｔｉでは実用的なレベルの塑性変形が不可能である）からくるものである。矯正歯科医の手作業では超弾性のＮｉ−Ｔｉワイヤに曲げ変形を付与することはほぼ不可能であり、仮に曲げられたとしても角の鈍い大きな曲率を有するものしか得られない。たとえ僅かにでも、曲げの塑性変形を残そうとすると必要以上に過剰な曲げを必要とし、そのようにして曲げても貯蔵されるエネルギの大きさは一定にはならず、またそれを予測することも不可能である。
【００４４】
曲げ変形が予測不可能なのは、曲げの生成が異常なマルテンサイト相の引き伸ばし緩和と従来の結晶学的粒構造のせん断現象に見るマルテンサイト相の降伏の両者によるからである。そのような作用はＮｉ−Ｔｉのように複合化した結晶構造をとる場合には真の破壊原因になる。この結果、アーチワイヤの左右に対象的に同一形状の２つのベンドを配置しても、Ｎｉ−Ｔｉワイヤが正常に処置されずに、内在する破壊効果のために広い範囲の生体適合型矯正力を誘起することになる。
【００４５】
矯正歯科医は標準のステンレスワイヤに種々のタイプの形状やベンドを付与するのに慣れている。ワイヤに曲げを入れるのは矯正歯科医の仕事の重要部分である。歴史的にみても、今日に至るまでに直線のワイヤを使ったブラケットシステム、基本的な歯の位置付けは、歯列矯正のための初期段階、第２段階、第３段階にそれぞれに対応するベンドを取り付けることによって達成されてきた。歯を移動させるために最初に付与するベンド以外に、器具を使いながら抜歯した部分を埋めるために異なる種類のベンド（閉じたループ）が使われた。Ｔ形のループ、Ω形のループ、螺旋状のループ、象形文字に似た種々の形状が手順に従ってステンレスアーチワイヤに付与され、膨張、収縮に必要なばね定数が決められてアーチはその周辺に適合するようになる。図１と図２には従来のベンドとループを例示した。
【００４６】
矯正歯科医はアーチワイヤの両側に取り付けたジュディシャスベンドで患者の下顎の前歯を全て押し付け、それによって例えば前歯部分を下方に傾ける。アーチワイヤ、アーチワイヤの構成部分そしてワイヤセグメントも歯の動きや歯の位置決め以外の目的でしばしば曲げられる。例えば、アーチワイヤの末端に形成するベンドは、頬の内側に取り付けたチューブの中を通ってアーチワイヤの前方への引き出しを防ぐ。この段階はアーチワイヤの持つ「鞍を固定する」作用として知られ、これによってアーチ全体は他のアーチと並べて一体的に固定され、末端側に引き寄せられる。個々の歯や歯列はアーチワイヤに沿って望みの位置に移動するが、それ以上は不必要に移動しないように、ストップベンドがステンレススチールのアーチワイヤ内に形成される。ミッドラインベンドはワイヤの左右何れかへのずれや、望みの位置からの離反を防ぎながらアーチワイヤの対象位置を維持している。
【００４７】
加工性の欠如という基本的な制約のため、一般的にベンドを必要としない初期段階の治療では、Ｎｉ−Ｔｉワイヤの使用は敬遠された。治療の初期段階では、円形断面を持つＮｉ−Ｔｉワイヤが用いられるが、それは小さな円形断面を持つ頑丈なワイヤや、数本を撚ったワイヤにも優ってアーチを速やかに平準化し、かなり不揃いな歯であっても正常化する顕著な能力を有するためである。
【００４８】
正方形や長方形の断面を持つＮｉ−Ｔｉワイヤも市販されており、治療の中間段階或いは後半になって機能を発揮するが、超弾性ワイヤは最も柔らかい生体適合に向いており、輪郭のはっきりした形付けや曲げには適さないので、治療の後半又は最終段階では使われない。このように、矯正歯科医が直面したジレンマはＮｉ−Ｔｉワイヤが理想的なワイヤではあるものの、診療室で適用させる方法がなく、その応用範囲が限定されていたことである。
【００４９】
矯正歯科に係る本発明の記載をより明確にするには、半導体工業においてＩＣボードの修理や破壊されたＩＣボードから有効要素を取り出し、交換するために使う特定グループの道具について説明する必要がある。エレクトロニクスの分野では一般的に壊れたＩＣボードはスクラップ化している。しかし、そのような基板に装着された高価な集積回路を修理して再使用するために、これまで多くの精密な道具が開発されて、集積回路に細かく接続している接点を手作業で溶着したり、剥離するのに使われてきた。
【００５０】
これらの道具は”ＳＭＤ rework”或いは”脱溶着ユニット”の名前で知られている。そうした道具の一例は大阪の白光株式会社から市販されているＨａｋｋｏ８５１である。白光ユニットは１〜３ｍｍの口径範囲で３２段階に区分されるノズルを通して、ほぼ１０００°Ｆ付近の温度に加熱された熱空気流を最大毎分約６リットル供給する。白光株式会社はそれよりも広い範囲の口径を持つノズルと容量を備えたＳＭＤユニットも提供している。図３は白光ユニットの正面斜視図を示した。
【課題を解決するための手段】
【００５１】
本発明は従来型の全ゆるベンドの取り付けとアーチワイヤを含む超弾性Ｎｉ−Ｔｉワイヤへの形付けを可能にし、極端に不揃いの歯のアーチスロットに挿入させて上記のアーチワイヤを歯に適合させ、歯の外形に整合させ得る方法を含んでいる。本発明を通して、矯正歯科医は最終段階を含む全ての治療過程を通して非常に弱い矯正力を、それぞれの歯に作用させるという長年の目標を達成することができる。
【００５２】
本発明を構成する一連の治療段階を理解するために、読者は上述のようにＮｉ−Ｔｉワイヤの製造或いは商品化のために加工工程で延伸されたＮｉ−Ｔｉワイヤは所定の生体適合型の形状に固定する際には比較的高温に加熱されることを考慮する必要がある。このような加熱はアーチの全体的な形を固定し、ワイヤに高度に配列したオーステナイト相を形成する。Ｎｉ−Ｔｉ合金のオーステナイト構造は正規な構造で規則性を有し、マルテンサイト構造に見られる部分粒状破壊を起こさない。ワイヤは熱処理過程で決められた形状に固定されると、固定された形状は記憶される。
【００５３】
本発明はＮｉ−Ｔｉ合金の形状付与に使われる金属学的原理や商品化のための熱処理工程と診療室内で実行できる方法とを合体させたものである。細く、高度に絞られた熱空気源を通して、オーステナイト相での形状固定に必要な温度にまで加熱すれば、アーチワイヤの長さ方向に沿った不連続に連なる複数のゾーンに望みの形状を付与することができる。加熱しながら手作業で形状を付与してゾーンをしっかりと固定しておけば、正確かつ鮮明に型取られたベンドや形状がＮｉ−Ｔｉワイヤに付与される。得られる形状はステンレススチールで得られるものに匹敵する。
【００５４】
本発明によるオーステナイト相での形状固定に基づくＮｉ−Ｔｉワイヤへの形状や形態の付与は、構造的にも機械的にもまた金属学的にも順応性が高く、受動的である。本発明によれば、ワイヤの中で加工処理されていないセグメントはそのままの形状と金属学的性質を保ち、環境の温度変化による影響を受けない。また、矯正歯科医は患者ごとのニーズに応じて、オーダーメイド仕様のＮｉ−Ｔｉアーチワイヤを診療室で作製することができる。本発明の他の利点は、初期段階、第２段階、第３段階向けにそれぞれでオーダーされたベンドをＮｉ−Ｔｉワイヤに取り付けて、Ｎｉ−Ｔｉ合金ワイヤを治療の中間或いは最後の段階で活用するだけでなく、それぞれの歯に対して明らかに生体適合性に優れた矯正力とより弱い力を付与できる点である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００５５】
図４はプライヤ１０によって把持され、形状を付与されたアーチワイヤ２０の小領域を示したものであり、小領域は熱空気源３０から供給される細く絞られた超高温の空気流で加熱される。図３に示した熱空気源３０は約５００°Ｆ〜１０００°Ｆの温度範囲内にあって、望ましくは１分間に最大約６〜１０リットルの流量を供給する能力を有する。例えば、大阪の白光株式会社から販売されているＨａｋｋｏ８５１の”ＳＭＤ  rework”ユニットはこの目的のために使用される。
【００５６】
この装置は携帯可能なユニットであり、これを使って臨床医はワイヤ２０の選択された領域とプライヤ１０に、流量が正確に調節された高温の空気を当てることができる。このユニットは温度と流量を広い範囲にわたって制御することができる。更にこのユニットでは、１〜３ｍｍの口径を持つ交換可能なノズル３２の一式も使用できる。
【００５７】
白光のユニットに代えて、他の熱空気源３０も使用可能である。例えば毎分約１０リットルまでの流量を供給できるものもある。また、ワイヤの金属学的特性に応じて、上記の温度範囲外に加熱された空気も使用できる。約０．６〜１０ｍｍの口径を持つ細いオリフィスや種々の形状を持つオリフィスも使用される。白光ユニットはラウンドオリフィス一式を揃えている。更に、楕円形、正方形、長方形をしたオリフィスも適宜に使用され、それらの市販品は容易に入手可能である。
【００５８】
図４に示すように、最初に臨床医は熱空気源３０を使って、プライヤ１０で形成されたワイヤ２０の局部的な小領域を所定の温度以上にまで加熱する。ニッケル−チタン合金の場合に、ワイヤは合金の形状設定温度以上にまで加熱される。ステンレススチール合金の場合には、合金をノーマライズし残留ストレスを除去するためにワイヤを必要な温度にまで加熱する。必要に応じて、この温度は一定時間保たれるが、その時間間隔は合金の金属学的な特性に依存する。熱空気源３０はその後取り外され、ワイヤ２０は冷却される。冷却される間も熱空気源３０によってワイヤの温度は制御される。金属の熱処理、残留応力の除去とノーマライジングは本質的に同種の処理であるため、これらはおよそ同じ工程で行われるものと解釈される。従って、本発明でのこれらの工程は全てノーマライジング処理の範囲に収まるものと見倣してよい。
【００５９】
例えば、熱空気源３０のノズル３２がプライヤ１０の先端を加熱し、そこに位置するワイヤセグメントが約５００°Ｆ〜１０００°Ｆに保たれていれば、Ｎｉ−Ｔｉワイヤ２０は望みの形状を維持することができる。熱空気流で器具の先端が加熱されると、ニッケル−チタン材料はその形状設定温度にまで加熱され、この温度は一定時間維持されるので、その間にワイヤ２０は望みの形状に継続的に維持されることになる。
【００６０】
熱空気源３０の作用が終わると、アッセンブリは中間の温度にまで冷却され、十分に冷却された後はプライヤ１０を開いて形付けされたワイヤ２０を取り外す。これらの工程は診察室で行われ、ニッケル−チタンアーチワイヤ或いは、その時々の治療に応じて使う他の形状のニッケル−チタンワイヤにも適用される。
【００６１】
加熱の間中、臨床医は必要に応じてワイヤ２０の小さな領域から大きな領域までノズル３２を動かすことによって加熱すべき領域の範囲を決める。この場合に、異なった口径のノズル３２に交換すれば、加熱される領域の範囲と加熱速度を更に変えることができる。
【００６２】
超高温の細い空気が流れる以外、ノズル３２と熱空気源３０、ワイヤ２０或いはプライヤ１０は物理的に接触しない。事実、熱空気源３０からワイヤ２０やプライヤ１０の加熱されるべき領域への熱の移動は超高温の空気流によってもたらされ、関連するコンポーネント間の接触には依存しない。この結果、プライヤ１０とワイヤ２０の加熱対象領域はより均一に加熱され、ひいてはワイヤ２０の加熱された領域の金属学的な物性をより均一にする。
【００６３】
熱空気源３０を作業温度までにウォームアップするには数分間かかる。この温度は高いため、この温度を室内で長い時間維持するのは好ましくない。従って、熱空気源の作業チップを予め高温又は使用温度との中間温度に維持する方法が幾つか試行された結果、室内作業におけるウォームアップ時間はかなり短縮されるようになった。例えば、熱空気源３０のチップは予備加熱されたビーズを満たした容器に一旦収容される。ビーズにはセラミックやガラス或いは金属製のものが使われる。砂や他の保温材料もまた使用可能である。熱空気源の温度も保温材料を通して予熱された空気によって低温に保たれる。加工用のプライヤも必要に応じて加熱された保温材料の中で、中間温度に保持すればウォームアップの時間を更に短縮させることができる。
【００６４】
種類の異なる幾つかのプライヤ１０もワイヤ２０を保持し、形状付与のために使用される。例えば、図４でプライヤ１０はニッケル−チタン合金製のアーチワイヤ２０に古典的なΩ形２２を付与するために使われる。図４では、熱空気源３０に備えられたノズル３２は右上から伸びてきているように見える。プライヤ１０の挟み部はニッケル−チタンワイヤ２０を摘み、加工して望みの形状を付与するために必要な大きさと形状を備えており、熱空気源３０はプライヤ１０の挟み部に取り付けられたワイヤのセグメントを、挟み部それ自身と共に形状付加温度まで加熱する。他の携帯用の道具や器具もワイヤを保持し、加工するために使うことができる。図５と図６はワイヤに特定の形状を付与する他のプライヤの例である。これらの備品や冶具もまたワイヤに様々な形状を付与するのに有用である。
【００６５】
本発明ではワイヤ２０を加工するためのプライヤ１０はワイヤに新しい形状を付与するように設計されており、軽量で表面積が大きく、速い加熱速度と冷却速度を実現するために熱伝導率の高い挟み部を備えている。例えば、銀、銅、金、アルミニウム、タングステン等熱伝導率の高い金属がプライヤの挟み部を覆うために使われる。更に、加熱又は冷却用のフィンを付けると、一定の重量を持つチップを加熱した空気或いは冷却した空気に曝す際に表面積を増やすことになり一層有効になる。
【００６６】
ワイヤを摘まんだり、力を加えるための器具のチップや挟み部の形状が本発明を特徴付けている。一方で、器具の把手は高温から作業者の手を守り、ワイヤセグメントを形状設定温度で加熱する際に、エネルギ量を減らす目的で熱伝導率の低い材料で作られるか、熱遮蔽材料によって覆われる。
【００６７】
本発明では、伝統的にステンレススチールで有効だった多くの方法が、例えば図７〜図９に示したようにニッケル−チタンワイヤにも採用されている。特に、各歯の位置決めには図１０と図１１に示す複雑形状のベンド２４が必要になる。このようなベンド２４は治療の対象となる歯が最終的に収まるべき位置に接近する治療の最終段階で必要になる。例えば、治療の最終段階で発生する典型的な問題は、矯正歯科医が治療の開始時に、上顎左一番の歯の中心から左ブラケットを多少歯肉から離して取り付けた場合に起こる。時として、治療がほぼ終わりかけた段階で、ブラケットが取り付けられている歯冠の前面の異常な形態により、歯には僅かな負のトルクが必要になる。そのような場合には更に綿密な修正が必要になって、治療が数ヶ月延長されたり、従来型の技術で治療すれば矯正歯科医には明らかに苛立ちの対象になる。
【００６８】
図１０、図１１に示すように複合化されたセットアップベンド２４は、上顎中切り歯に取り付けるブラケットに負のトルクを生じさせる。この形状の特性は上部ワイヤに圧加する力を付与する。ベンドは正中線に向かい、ステップ（バック）ダウンして、平準化されたゼロトルクの状態へと続く。
【００６９】
このように、本発明を使えば、治療の最終段階でのみ認識できる位置決めに対する要求に応えて、アーチワイヤの周辺に施されるブラケット特有の歯の種類に応じた修正を可能にする。そのような明確に付与されるトルクやステップアップ／ステップダウン型のベンドを活用することは、従来のＮｉ−Ｔｉワイヤでは不可能であった。
【００７０】
更に、治療の最終段階でＮｉ−Ｔｉアーチワイヤを使用する本発明の優位性は、本発明以前には不可能だった微妙に調整可能なベンドが取り付け可能になったことである。ベンドを診療室内で形成することは図１０、１１に見るようにこれまでは不可能だったので、これが可能になったことはまさに注目に値する。
【００７１】
上記の本発明に係る説明では、歯列矯正用の様々なアーチワイヤへの形状付与に焦点を絞った。本発明は矯正歯科で使う各種のワイヤ形式、例えばクロージングスプリング、トランスパラタルセグメント、バッカルセグメント、アンテリアボウズ、アームズ或いはそれに類するものにも応用可能である。
【００７２】
開示された発明は、詳細に記載された実施の形態と付随する図面から構成されている。本技術の当業者であれば多くの変更、再変成、他の構成要素の組み入れ、その他の実施の形態の記載等は、本発明の別紙に記載の特許請求の範囲に記載された発明の範囲を逸脱することなく開示内容に基づいて実施し得ることを認識する筈である。
【図面の簡単な説明】
【００７３】
本発明をより容易に理解するために以下の図面を添付する。
【図１】共通したアーチワイヤのベンドを持った従来例の前方斜視図である。
【図２】共通したアーチワイヤのベンドを持った従来例の前方斜視図である。
【図３】Ｈａｋｋｏ８５１ユニットの斜視図である。
【図４】熱気体によって加熱されるニッケル−チタンアーチワイヤのΩ状ループを形成するプライヤの斜視図である。
【図５】歯列矯正用のアーチワイヤに他の形状を形成するプライヤの実施の形態の前面斜視図である。
【図６】歯列矯正用のアーチワイヤに他の形状を形成するプライヤの他の実施の形態の前面斜視図である。
【図７】本発明により形成される様々な形状のニッケル−チタンアーチワイヤの斜視図である。
【図８】本発明により形成される様々な形状のニッケル−チタンアーチワイヤの斜視図である。
【図９】本発明により形成される様々な形状のニッケル−チタンアーチワイヤの斜視図である。
【図１０】不揃いに重なった各歯の位置決めのために例として、複合ベンド２４と称されるアーチワイヤ２０の前面斜視図である。
【図１１】図１０に関連してアーチワイヤ２０内の複合ベンド２４の部分を拡大した詳細図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【国際調査報告】
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