(57)【要約】 【課題】  生体適合性が高く、非磁性であり、機械的特性に優れる歯科用ワイヤーを提供すること。  【解決手段】  Ｎｉ、Ｃｏ、Ｖ、Ｃｒ、Ａｌを含まず、ＭｏとＳｎを含有するβ型チタン合金からなり、かつ７５０ＭＰａ以上の引張強度と１５％以上の破断伸びを有するチタン合金を使用した歯科用ワイヤーであり、弾性限界が２．２％以上あり、かつ耐食性を示す耐食電位が３Ｖ以上と高く、Ｎｉ等の溶出がない。また、冷間加工率で５０％以上の塑性加工を施し、７５０℃以上９５０℃以下の熱処理を施し、弾性限界などの機械的特性を向上させる。【選択図】  図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ハンクス溶液中でのアノード分極試験による腐食電位が３Ｖ以上であり、Ｎｉ、Ｃｏ、Ｖ、Ｃｒ、Ａｌをいずれも含有しないチタン合金を用いた歯科用ワイヤーであって、前記チタン合金は、Ｍｏ、Ｎｂ、Ｚｒ、Ｔａ、Ｓｎの内のいずれか２種以上を含有するβ型チタン合金であり、引張強度が７５０ＭＰａ以上であることを特徴とする歯科用ワイヤー。
【請求項２】
前記チタン合金は、４〜７ａｔ．％のＭｏおよび４〜７ａｔ．％のＳｎを含有し、破断伸びが１５％以上であることを特徴とする、請求項１記載の歯科用ワイヤー。
【請求項３】
前記チタン合金は、冷間加工率で５０％以上の塑性加工がなされ、表面が研磨され、金属光沢を有することを特徴とする、請求項１または２記載の歯科用ワイヤー。
【請求項４】
請求項３記載の歯科用ワイヤーの製造方法であって、７５０℃以上９５０℃以下で熱処理し、弾性限界を２．２％以上にしたチタン合金を使用することを特徴とする歯科用ワイヤーの製造方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は歯科用ワイヤーとその製造方法に関し、特に、歯列矯正用ワイヤー等の歯列矯正用部材、クラスプ等の歯科技工用部材に適した歯科用ワイヤーとその製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来から歯科用材料としてステンレスやＣｏ−Ｃｒ合金が使用されている。現在、医療技術の発展により、ＭＲＩなどの検査を受ける機会も多く、同検査においては、非磁性であることが望まれる。また口腔内に装着される歯科用材料にあっては、食べかすに由来する酸等に曝されることから、耐食性に優れる必要がある。
【０００３】
この様な点から歯科用材料としては、靭性や耐食性に優れ、常温で非磁性である等の特性を有するオーステナイト系ステンレス鋼が一般に用いられており、そのうちでも特に鋼種ＳＵＳ３０４やＳＵＳ３１６Ｌが汎用されている。しかしながらオーステナイト系ステンレス鋼にはＮｉが含有されていることから、このＮｉが口腔内に溶出した場合には、アレルギーを生じる等の懸念がある。
【０００４】
特許文献１にはＮｉを含まないＴｉ合金が開示されているが、歯科用ワイヤーとしての機械的特性は十分といえない。
【０００５】
また特許文献２にはＮｉの溶出に対する耐食性を高めたＴｉ合金が開示されているが、もともとＮｉを含む合金であり十分といえない。
【０００６】
【特許文献１】特開平４−３４２号公報
【特許文献２】特開２００２−６９５５６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
すでに一部説明したように、歯科用材料としてＳＵＳ３１６ＬやＣｏ−Ｃｒ合金が汎用されているが、生体負荷元素の溶出の懸念がある。またフェライト系ステンレス鋼はＮｉを含有しないが、耐食性に劣り、また強磁性であることから歯科用部材として不向きである。そこでＮｉ溶出などの懸念がなく、しかも耐食性や強度、弾性に優れ、非磁性の歯科用部材の必要性が高まっている。
【０００８】
本発明の課題は、生体適合性が高く、非磁性であり、機械的特性に優れる歯科用ワイヤーとその製造方法を提供することにある。    
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の歯科用ワイヤーは生体に有害とされているＮｉ、Ｃｏ、Ｖ、Ｃｒ、Ａｌを含有せず、Ｍｏ、Ｎｂ、Ｚｒ、Ｔａ、Ｓｎの内のいずれか２種以上を含有するＴｉ合金とすることで、生体用機能合金としての生体適合性を保証せんとするものである。また、βチタン合金とすること、さらに冷間加工、熱処理等により、低ヤング率化し、バネ性を向上させ、優れた機械的性質と高い耐食性を同時に有するものである。
【００１０】
すなわち、本発明の歯科用ワイヤーは、ハンクス溶液中でのアノード分極試験による腐食電位が３Ｖ以上であり、Ｎｉ、Ｃｏ、Ｖ、Ｃｒ、Ａｌをいずれも含有しないチタン合金を用いた歯科用ワイヤーであって、前記チタン合金は、Ｍｏ、Ｎｂ、Ｚｒ、Ｔａ、Ｓｎの内のいずれか２種以上を含有するβ型チタン合金であり、引張強度が７５０ＭＰａ以上であることを特徴とする。
【００１１】
前記チタン合金は、４〜７ａｔ．％のＭｏおよび４〜７ａｔ．％のＳｎを含有し、破断伸びが１５％以上であるとよい。
【００１２】
前記チタン合金は、冷間加工率で５０％以上の塑性加工がなされ、表面が研磨され、金属光沢を有するとよい。
【００１３】
また本発明の歯科用ワイヤーの製造方法は、塑性加工に加え、７５０℃以上９５０℃以下で熱処理し、弾性限界を２．２％以上にしたチタン合金を使用することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１４】
本発明は、ステンレスまたはＣｏ−Ｃｒ合金等と比べ、耐食性が良く、金属イオンの溶出がなく、かつＮｉ、Ｖ等を含まないため、生体に対してより安全な歯科用ワイヤーを提供できる。
【００１５】
また、本発明によれば、引張強度および破断伸びが大きく、機械的特性に優れた歯科用ワイヤーを提供できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明の実施の形態では、結晶構造がｂｃｃ（体心立方格子）であり、加工性の良いβ型Ｔｉ合金を使用することにより、耐食性およびバネ性、強度の高い歯科用ワイヤーを提供する。
【００１７】
本実施の形態での歯科用ワイヤーは非磁性のＴｉ系合金からなり、Ｔｉ合金を形成する組成としてＮｉ、Ｃｏ、Ｖ、Ｃｒ、Ａｌをいずれも含まず、Ｍｏ、Ｎｂ、Ｚｒ、Ｔａ、Ｓｎのいずれか２種類以上を含むＴｉ合金とすることで、耐食性を向上させる。補足すると、それらの２種、３種、４種または５種を含むことで、歯科用ワイヤーに要求される耐食性、すなわちハンクス溶液中で３Ｖ以上の耐食電位が得られる。
【００１８】
加工性においてはβ型のＴｉ合金とすることで、加工性と強度の向上を図る。また、含有量を最適化することで、低ヤング率化ができ、バネ性が向上する。特に、Ｍｏを４〜７ａｔ．％（原子％）、Ｓｎを４〜７ａｔ．％含むＴｉ合金を用いることで、引張強度、バネ性、耐食性が向上する。ところで、４ａｔ．％以上のＭｏおよび４ａｔ．％以上のＳｎの両種を含むことが必要であり、ＭｏとＳｎのいずれについても４ａｔ．％未満では、β安定化が不十分であり加工性が低く望ましくない。また、ＭｏとＳｎのいずれについても７ａｔ．％を越えると、加工性および伸びが低下するので望ましくない。
【００１９】
本発明の実施の形態での歯科用ワイヤーに用いるＴｉ合金の引張強度（引張強さ）は７５０ＭＰａ以上である。なお、引張強度が７５０ＭＰａ未満であると、強度を確保するためにワイヤーの断面積を大きくしなければならないため、歯への装着性が低下し好ましくない。また、引張強度は高いほど好ましい。また、加工性および安全面からＴｉ合金の破断伸びは１５％以上であることが望ましい。１５％未満では、使用中に破断の可能性も高くなり安全性が低下する。また、ヤング率を低くすると、使用時の不意な塑性変形が起き難く、安定した使用感となることからヤング率は６５ＧＰａ以下とする。
【００２０】
また、弾性限界は２．２％以上必要である。弾性限界が低いと、歯列矯正などの保持期間中で永久歪みを生じやすいからである。さらに、２．５％、３．０％以上となるほど好ましい。ここで、「弾性限界」とは、試験片への荷重の負荷と除荷とを繰り返し行う引張試験において、永久歪みが０．２％に到達したときに負荷していた歪みのことをいう。一般の金属においては、弾性限界は０．２％程度であり、加工硬化により、弾性限界を上昇できるが０．５〜１％の間であり、十分とはいえない。弾性限界の向上には、冷間加工を行い、冷間加工率は５０％以上とすることが必要である。ここで冷間加工率とは、次式（１）により定義される。
【００２１】
冷間加工率 ＝（Ｓ０−Ｓ）／Ｓ０ ×１００（％）    ・・・（１）
（Ｓ０：冷間加工前の断面積、Ｓ：冷間加工後の断面積）
【００２２】
また、冷間加工率が７０％以上、さらには９０％以上となるほど、高強度となり得るのでより好適である。
【００２３】
さらに口内での使用においては、一部合金成分の溶出が考えられるが、Ｎｉ、Ｃｒなどの生体負荷元素を使用しないため、アレルギーの懸念がなく、かつ、Ｍｏ、Ｓｎを含むことで耐食性を向上させている。このため、合金成分の溶出は極めて低く、ハンクス溶液中での腐食電圧は３Ｖ以上となり、歯科用ワイヤーとして長期的に使用できる。
【００２４】
また表面が研磨されており、金属光沢を有することは、耐食性、装着性、装飾性などの点で有用である。
【００２５】
さらに、１つの組成に限定した実施の形態について説明する。本実施の形態で使用するＴｉ合金は、Ｍｏ、Ｓｎを含有した合金であり、９０ａｔ．％Ｔｉ−６ａｔ．％Ｍｏ−４ａｔ．％Ｓｎである。この合金を使用すると、引張強度が８００ＭＰａ以上の歯科用ワイヤーが得られる。
【００２６】
また、冷間加工率が５０％以上の塑性加工を行い、好ましくは８００℃で溶体化を行うことで、破断伸びが１５％以上となり最大では３３％となる。このときのヤング率は約５８ＧＰａであり、弾性限界は２．５％〜２．８％である。ところで、溶体化の熱処理において、７５０℃未満では、弾性限界、破断伸びおよび引張強度の向上が明瞭でなく、９５０℃を越えると結晶粒粗大化により、破断伸び、引張強度が低下するので望ましくない。
【００２７】
さらに、アノード分極試験による耐食性を示す腐食電位はハンクス溶液中にて従来のＣｏ−Ｃｒ合金より高く、５Ｖ以上を示し十分な耐食性が得られる。
【実施例】
【００２８】
次に本発明の実施例を挙げて詳述する。
【００２９】
真空アーク再溶解法（ＶＡＲ）によって得られた９０ａｔ．％Ｔｉ−６ａｔ．％Ｍｏ−４ａｔ．％Ｓｎ合金を熱間プレス、熱間ロールによって、直径８ｍｍの線材に形成した。この線材を冷間伸線と軟化焼鈍とを繰り返し、直径φ１．０〜０．３ｍｍまでの線材を得た。この加工した線材を酸洗し、８００℃のＡｒ雰囲気中で連続的に溶体化を行ったのち、コイルバフ研磨により表面研磨し、金属光沢を有する状態にした。この線材φ１．０ｍｍの機械特性は表１および図１に示した。すなわち、図１は本実施例に係るＴｉ合金の機械特性を示す応力−歪み曲線であり、表１はその結果を従来材と比較したものである。
【００３０】
【表１】
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【００３１】
上記直径８ｍｍの線材を用いてアノード分極試験による耐食性評価を行った。その試験では、ＪＩＳＴ０３０２規定のアノード分極試験（金属系生体材料のアノード分極試験による耐食性の評価方法）に類似した試験を行い、腐食電位を評価した。
【００３２】
図２にハンクス溶液中でのアノード分極試験による耐食性を示す。縦軸には電位Ｅを飽和カロメル電極（Saturated Calomel Electrode）に対する電位（Ｖvs.ＳＣＥ）で表示した。同図で、右向きの矢印は、下から順に、Ｃｏ−Ｃｒ合金、Ｔｉ−Ｎｉ合金、Ｔｉ６４ＥＬＩ（ＪＩＳ６０Ｅ種のＴｉ−６％Ａｌ−４％Ｖ）、ｃｐ−Ｔｉ（工業用純チタン）の腐食電位を表示している。
【００３３】
従来材として、ステンレス鋼ＳＵＳ３１６Ｌでは０．３Ｖ以下で腐食（溶解）による電流値の急激な上昇が見られる。Ｃｏ−Ｃｒ合金では、図２のように、０．３Ｖ以下で腐食（溶解）による電流値の急激な上昇が見られる。ところで、電流値上昇の電位が高いほど耐食性が高く、本発明の合金（図２では破線で表示）では、５Ｖ以下で、腐食は見られない。
【００３４】
その結果を整理にして、ハンクス溶液中での腐食電位を表２に示す。
【００３５】
【表２】
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【００３６】
表２から分かるように、従来材では、ハンクス溶液中での腐食電位が歯科用ワイヤーに要求される３Ｖに達しないが、本実施例では５Ｖを越えている。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】本発明の実施例に係るＴｉ合金の機械特性を示す応力−歪み曲線。
【図２】本発明に係るＴｉ合金と従来材でのアノード分極試験による耐食性を示す図。
【図１】
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【図２】
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