CN105517504B - 正畸矫治器以及制造和使用该正畸矫治器的方法 - Google Patents

Abstract

正畸矫治器(10、110、132、150、152、168、210、310、410、500)包括：形状记忆合金制成的部分，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分；以及处理区域，所述处理区域具有的合金成分减少基础合金成分的金属元素中的至少一种金属元素。基础合金可包括镍钛(NiTi)合金、铜铬镍钛(CuGrNiTi)合金或铜铝镍(CuAlNi)合金。通过使基础合金暴露于能量源之下，处理区域相对于基础合金成分减少铜、铝、镍和钛中的至少一种。基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，处理区域的奥氏体相变终了温度与第一奥氏体相变终了温度不同。处理区域可以形成弓丝(10)、限位器(152)、钩(150)、牙冠(110)、带环(132)或正畸托槽(210、310、410、500)的一部分。

Description

正畸矫治器以及制造和使用该正畸矫治器的方法

相关申请的交叉引用

本申请要求2013年9月6日提交的第61/874,571号美国临时申请的优先权，其全部内容通过引用而并入本文。

发明领域

本发明主要涉及正畸矫治器，更具体而言，涉及金属正畸矫治器以及制造和使用该正畸矫治器的方法。

背景技术

正畸治疗通常涉及将矫治器附着到牙齿上，或者将一矫治器贴附到另一预先被贴附到牙齿上的矫治器上。施加于矫治器上的力于是被传递到牙齿上，从而移动牙齿。照此，正畸矫治器代表了致力于改善病人牙列的矫正正畸治疗的主要部件。正畸矫治器可以包括托槽、弓丝、钩、带环以及其他装置。

用正畸托槽作为示例，正牙医生可以用粘合剂将正畸托槽粘到病人的牙齿上，然后将弓丝耦接到各个托槽的槽内。弓丝在正畸托槽上施加弯曲或扭转应力，以产生修复力，包括旋转、倾斜、挤压、内侵、平移和/或扭力，从而趋向于将牙齿置于所期望的、美观的位置。传统的绑扎件，例如小弹性O环或者纯金属丝，可以被用来将弓丝保持在各个托槽的槽内。由于在将单个绑扎件应用到各个托槽的过程中遭遇到的困难，已经研制出用于将弓丝保持在托槽的槽内的自锁正畸托槽，通过依赖移动的部分或部件，例如闩锁、夹具或者滑动件，这种自锁正畸托槽消除了对绑扎件的需求。

在正畸治疗的典型顺序中，小直径圆形金属弓丝被用于初步的牙齿移动，然后在治疗的稍后阶段使用矩形金属弓丝。最后阶段可以涉及使用矩形截面的弓丝，其中该弓丝可以填充托槽中的槽。例如，最初可以使用小的圆形弓丝(例如，0.014英寸的直径)，而当需要扭矩对牙齿进行精确定位时，通常在治疗末期或接近治疗末期，可以引入矩形截面的弓丝(例如，0.021英寸乘以0.025英寸)。因为其矩形形状使得其相对于各个托槽不会旋转，所以该弓丝在牙齿上施加了扭力或正直力。因此，该矩形丝在邻牙之间略微扭曲。在治疗的中期阶段可以引入其他不同尺寸的弓丝。

当咬合不正十分严重时，由于一些原因，使用大截面弓丝进行治疗通常是不切实际的。最显著的是，托槽的槽相互之间通常不是对齐的，从而在治疗的开始期间，弓丝必须大幅扭转或者挠曲。因为大截面弓丝比小弓丝更容易遭受永久形变，所以最初的扭转或者挠曲能够使大截面弓丝在治疗初期几乎无效。大的弓丝还会在治疗的最初阶段期间施加不可预见的较大的力，这对于病人来说是十分疼痛的。至少因为这个原因，最初使用较小的弓丝通常是必要的，然后随着治疗的继续进行，用更大截面的弓丝替换小弓丝。对于病人而言，这意味着频繁的预约以及在“诊疗椅”中花费大量的时间。对于临床医生而言，这意味着成本的增加以及治疗能力的降低。

早期阶段的弓丝典型地由具有超弹性能的形状记忆合金(SMA)制成。当在特殊的温度范围被加热时，SMA会经历从马氏体相位到奥氏体相位的可逆的晶相转变。通常而言，马氏体是柔软的且易延展，而奥氏体是刚性的和有弹性的。因为这两种相位提供了各自独特的性能，所以在使用期间合金的温度会根据马氏体和奥氏体的比例而指示出该合金的机械性能。因此，在人体温度下使用正畸矫治器时所呈现的相位，将决定矫治器的机械性能。

就此而言，马氏体到奥氏体的相变开始时的温度通常由A_s表示，称为“奥氏体相变开始温度”，而在加热后相变终了的温度通常由A_f表示，称为“奥氏体相变终了温度”。在A_f之上，合金中稳定的相位是奥氏体相位。在冷却期间，奥氏体到马氏体的相变开始温度通常由M_s表示，称为“马氏体相变开始温度”，而相变终了的温度通常由M_f表示，称为“马氏体相变终了温度”。该可逆的相位变换允许SMA在某一温度下发生形变，然后加热至升高的温度，在该升高的温度下，SMA恢复其全部或者几乎全部的形变前的形状或原始的形状。镍钛基合金是众所周知的形状记忆合金，并且是镍(Ni)和钛(Ti)的合金。例如，一种类型的镍钛基合金是镍钛诺，镍钛诺是镍钛比大约为50/50的合金。

此外，SMA往往展现超弹性能。超弹性源于在温度处于或略高于A_f时由应力诱导的从奥氏体到马氏体的相位变换。当应变被减小或撤除时，会发生回到奥氏体的逆转。在正畸学中使用的超弹性材料的应力-应变表现，充分利用了该相变，并且往往允许多达6％的应变复原，这远远超过传统的不锈钢。

当前的制造技术聚焦于预先定义的过程，这种预先定义的过程在制造正畸矫治器期间控制合金的成分、合金的热处理以及被引入合金的应力。这些参数共同构成了变换性能，即由SMA的温度A_s、M_s、A_f和M_f所限定的变换曲线的形状。

虽然正畸矫治器已获得普遍成功，但是正畸矫治器的制造商还是不断地努力改善其矫治器的性能。就此而言，仍需要能够在正畸治疗期间提供改善性能的超弹性的和/或形状记忆的正畸矫治器。

发明内容

本发明克服了正畸托槽的上述的以及其他的缺点和缺陷。虽然会连同一定的具体实施方式对本发明进行描述，但是应当理解，本发明不限于这些具体实施方式。相反地，本发明包括所有落入本发明的精神和范围内的替代选择、修改以及等同替换。

根据本发明的原理，正畸矫治器包括：由形状记忆合金制成的部分，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分；以及处理区域，所述处理区域具有的合金成分减少了所述基础合金成分的金属元素中的至少一种金属元素。

在一具体实施方式中，所述形状记忆合金是镍钛合金(NiTi)，并且所述处理区域的合金成分相对于所述基础合金成分减少了镍。

在一具体实施方式中，所述形状记忆合金是铜铬镍钛合金(CuCrNiTi)，并且所述处理区域的合金成分相对于所述基础合金成分减少了镍和/或钛。

在一具体实施方式中，所述形状记忆合金是铜铝镍合金(CuAlNi)，并且所述处理区域的合金成分相对于所述基础合金成分至少减少了铜。

在一具体实施方式中，所述形状记忆合金是铜铝镍合金(CuAlNi)，并且所述处理区域的合金成分相对于所述基础合金成分至少减少了铝。

在一具体实施方式中，所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述处理区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

在一具体实施方式中，所述部分形成弓丝、限位器、钩、牙冠、带环或者正畸托槽的一部分。

在一具体实施方式中，所述矫治器是具有一定长度的弓丝，所述弓丝的长度从弓丝的一端到另一端测量，并且其中所述部分包括沿弓丝长度的第一区段。

在一具体实施方式中，所述弓丝包括形成第二区段的未处理区域，所述未处理区域具有所述基础合金成分，并且所述第二区段与所述第一区段相邻。

根据本发明的一方面，存在一种用于安置在牙齿上的正畸矫治器。所述正畸矫治器包括：由形状记忆合金制成的主体，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分。所述主体包括侧壁，所述侧壁具有顶缘，所述顶缘限定用于接纳牙齿的开口。所述侧壁进一步包括处理区域，所述处理区域减少了所述基础合金成分的金属元素中的至少一种金属元素。

在一具体实施方式中，所述主体进一步包括：内表面，所述内表面被配置成接触牙齿，所述内表面包括所述处理区域。

在一具体实施方式中，在处于或接近人体温度的温度下，所述内表面的处理区域具有的延展性大于所述主体的未处理区域的延展性。

在一具体实施方式中，所述内表面的处理区域被配置成当被压靠在牙齿上时产生塑性形变。

在一具体实施方式中，所述主体被配置成在不用粘合剂的情况下相对于牙齿保持定位。

在一具体实施方式中，在经受口腔温度前，所述主体的至少一个截面尺寸大于牙齿的截面尺寸。

在一具体实施方式中，所述主体具有环形截面形状。

在一具体实施方式中，所述主体被配置成当所述主体被加热至工作温度时从增大的变形状态转换至收缩状态。

根据本发明的另一方面，存在一种用于安置在正畸弓丝上的正畸矫治器。所述正畸矫治器包括：由形状记忆合金制成的C形主体，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分。所述C形主体被配置成啮合所述弓丝。所述C形主体包括：第一相对部分和第二相对部分，在所述第一相对部分和第二相对部分在其之间限定开口；第三部分，所述第三部分在所述第一部分和第二部分之间延伸并与所述开口相对；处理区域，所述处理区域形成所述第一部分、第二部分和第三部分中至少一个的一部分，所述处理区域减少了所述基础合金成分的金属元素中的至少一种金属元素。

在一具体实施方式中，所述主体被配置成当所述主体被加热时在打开位置和闭合位置之间进行转换，并且所述主体被配置成在所述闭合位置啮合弓丝。

在一具体实施方式中，所述主体被配置成于加热期间在没有机械输入的情况下在打开位置和闭合位置之间进行转换。

在一具体实施方式中，所述处理区域沿着所述第一部分、第二部分或者第三部分中至少一个的内表面被暴露在外。

在一具体实施方式中，所述第一部分、第二部分或者第三部分中至少一个的内表面包括至少一个肋部，所述肋部被配置成当所述肋部接触弓丝时发生塑性形变。

在一具体实施方式中，所述至少一个肋部平行于所述主体的外围边缘。

在一具体实施方式中，所述至少一个肋部横交于所述主体的外围边缘。

根据本发明的另一方面，一种用于使弓丝与牙齿耦接的正畸托槽包括：由形状记忆合金制成的托槽主体，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分。所述托槽主体包括弓丝槽和处理区域，所述弓丝槽被配置成将弓丝接纳于其中，所述处理区域形成所述托槽主体的至少一部分。所述处理区域减少了所述基础合金成分的金属元素中的至少一种金属元素。

在一具体实施方式中，所述托槽主体进一步包括一体的绑扎件，所述绑扎件具有打开位置和闭合位置，其中在所述打开位置，弓丝可嵌入所述弓丝槽，而在所述闭合位置，所述一体的绑扎件被配置成防止弓丝脱离所述弓丝槽。所述正畸托槽为自锁正畸托槽，其中所述一体的绑扎件包括所述处理区域。

在一具体实施方式中，所述处理区域被配置成在正畸治疗期间展现超弹性能。

在一具体实施方式中，所述托槽主体包括由基础合金成分组成的未处理区域，并且所述未处理区域在正畸治疗期间不展现超弹性能。

在一具体实施方式中，所述处理区域在低于口腔正常工作温度的温度范围内具有形状记忆性能。

在一具体实施方式中，所述托槽主体进一步包括由中心部分隔开的近中部分和远中部份，近中部分、远中部分和中心部分每个均限定所述弓丝槽。所述中心部分包括一体的绑扎件。

在一具体实施方式中，所述托槽主体进一步包括由所述弓丝槽隔开的齿龈侧主体部分和咬合侧主体部分。所述一体的绑扎件只从所述齿龈侧主体部分或咬合侧主体部分中的一个延伸出来。

在一具体实施方式中，所述一体的绑扎件呈现一体的绑扎夹具的形式，所述绑扎夹具具有第一部分、第二部分和第三部分，其中第一部分在所述闭合位置延伸盖过所述弓丝槽，所述一体的绑扎夹具在所述第二部分处与所述托槽主体一体形成，而所述第三部分在所述第一部分和所述第二部分之间，至少所述第二部分包括所述处理区域。

在一具体实施方式中，所述托槽主体进一步包括多个从所述托槽主体延伸出来的连接翼。所述处理区域的至少一部分置于所述连接翼中的至少一个上。

在一具体实施方式中，所述托槽主体包括多个处理区域。每个区域具有的合金成分与所述基础合金成分不同。所述多个处理区域被配置成吸收源于所述托槽主体上的冲击的震动。

在一具体实施方式中，在口腔温度下，多个处理区域中的每一个处理区域的马氏体比奥氏体的比例都不同，并且，在一个或多个处理区域中，当经受作用在托槽主体上的冲击时，奥氏体会转变为马氏体。

根据本发明的另一方面，一种制造正畸矫治器的方法包括：将由形状记忆合金制成的正畸矫治器暴露于能量源之中，其中所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分。所述方法进一步包括：用能量源处理所述正畸矫治器的表面，以从包括该表面的区域去除所述金属元素中的至少一种，从而形成处理区域，所述处理区域相对于所述基础合金成分减少了至少一种金属元素。

在一具体实施方式中，将所述正畸矫治器暴露于能量源之中的步骤包括：将由弓丝、限位器、钩、牙冠、带环和正畸托槽所组成的组中的一种部件暴露于能量源之中。

根据本发明的另一方面，一种使用由形状记忆合金制成的正畸矫治器的方法，其中所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素组成的基础合金成分，所述正畸矫治器包括处理区域，所述处理区域具有的成分比所述基础合金成分减少了至少一种金属元素，所述方法包括：将所述正畸矫治器储存在与口腔正常温度不同的温度下。所述方法进一步包括：将所述正畸矫治器安装到病人的口腔内，由此所述处理区域的相成分与所述基础合金成分的相成分不同。

在一具体实施方式中，所述存储步骤包括在低于口腔正常温度的温度下存储。

在一具体实施方式中，在安装之后和治疗期间，所述方法进一步包括：降低所述正畸矫治器的温度，以增大马氏体相对于奥氏体的比例，然后使包括所述冷却的处理区域的一部分在内的所述矫治器发生塑性形变。

在一具体实施方式中，所述正畸矫治器是带环或牙冠，将所述带环或者牙冠安装到牙齿上会使所述处理区域发生弹性形变，并且所述安装不需要在所述带环或牙冠与牙齿之间提供粘合剂。

附图说明

附图结合到本说明书中并组成本说明书的一部分，附图连同下面给出的详细描述一起展示了本发明的具体实施方式，并用来解释本发明的各个方面。

图1是根据本发明一具体实施方式的正畸弓丝的透视图；

图2是图1的正畸矫治器沿剖面线2-2的横截面透视图；

图3是根据本发明一具体实施方式的正畸弓丝的正视图，该图示意性地展示了不同的处理区域或区段；

图4是根据本发明一具体实施方式的多个处理区域的扫描电子显微镜(SEM)显微照片；

图5是图1的包围区域5的透视图，该图示意性地展示了在一个处理区域或区段内的多个处理区；

图6是根据本发明一具体实施方式的一部分圆形弓丝的SEM显微照片，其中该圆形弓丝用激光束处理过；

图7用图表展示了弓丝的穿过图6中所示被激光束处理过的区域的合金成分变化；

图8是弓丝的未处理区域的应变比应力图；

图9是根据本发明一具体实施方式的、将图8中显示的弓丝的未处理区域与弓丝的处理区域进行比较的应变比应力图；

图10是根据本发明一具体实施方式的、将图8中显示的弓丝的未处理区域与弓丝的处理区域进行比较的应变比应力图；

图11是根据本发明一具体实施方式的、将图8中显示的弓丝的未处理区域与弓丝的处理区域进行比较的应变比应力图；

图12是挠曲比负载的图表，该图表将每个具有图9、10和11所示应力比应变关系的处理区域的挠曲比负载与市售弓丝的两个区域的挠曲比负载进行比较；

图13是根据本发明一具体实施方式的挠曲比负载的理论图，该理论图针对多次处理之后的铜铝镍合金；

图14A和14B分别是根据本发明一具体实施方式的已处理的矩形弓丝与未处理的弓丝进行比较的摩擦比角度图以及力矩比角度图；

图15A和15B分别是根据本发明一具体实施方式的已处理的圆形弓丝与未处理的弓丝进行比较的摩擦比角度图以及力矩比角度图；

图16是未处理的弓丝在循环拉伸载荷下的应变比应力图；

图17是根据本发明的一具体实施方式的、已处理的弓丝在循环拉伸载荷下的应变比应力图，用于与图16进行比较；

图18示出了已处理的弓丝的OSIM结果的图表，用于与未处理的弓丝和市售弓丝进行比较；

图19和20分别是沿本发明一具体实施方式的牙弓的、与市售弓丝进行比较的垂直力分布示意图和水平力分布示意图；

图21是具有多个处理区段的弓丝的具体实施方式的分区等应力图；

图22是将本发明的一具体实施方式与未处理的弓丝进行比较的、镍离子释放比时间图；

图23是将本发明的一具体实施方式与未处理的弓丝进行比较的、极化电势比电流密度图；

图24是根据本发明一具体实施方式的正畸矫治器的透视图，该正畸矫治器是牙冠的结构；

图25是根据本发明一具体实施方式的正畸矫治器的透视图，该正畸矫治器是带环的结构；

图26是根据本发明一具体实施方式的正畸矫治器的透视图，该正畸矫治器是钩的结构，并以打开位置进行显示；

图27是显示处于闭合位置的图26的钩的透视图；

图28是根据本发明的钩的一具体实施方式的透视图；

图29是图28的钩沿剖面线29-29的剖视图；

图30是根据本发明的钩的一具体实施方式的透视图；

图31是图30的钩沿剖面线31-31的剖视图；

图32是根据本发明的钩的一具体实施方式的透视图；

图33是图32的钩沿剖面线33-33的剖视图；

图34A-34C是根据本发明一具体实施方式的限位器的透视图，这些透视图处于打开/闭合的各个阶段；

图35-37是图34A中所示限位器的沿着剖面线35-35的剖视图，这些剖视图描绘了根据本发明的具体实施方式的示例性的处理区域；

图38是根据本发明一具体实施方式的示例性限位器的横截面的SEM显微照片；

图39是根据本发明各具体实施方式的限位器和钩的照片；

图40是根据本发明一具体实施方式的限位器的照片；

图41是根据本发明各具体实施方式的钩的位移比力的理论图；

图42是根据本发明另一具体实施方式的自锁正畸托槽的透视图；

图43A是图42的正畸托槽沿剖面线43A-43A的剖视图，该剖视图描绘了处位于闭合位置的一体的绑扎件；

图43B是图42的正畸托槽的透视图，类似于图43A，但描绘的一体的绑扎件位于打开位置；

图44是图42的正畸托槽的正视图；

图45是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图；

图46A是图45的正畸托槽沿剖面线46A-46A的剖视图，该剖视图描绘了处位于闭合位置的一体的绑扎件；

图46B是图45的正畸托槽的剖视图，类似于图46A，但描绘的一体的绑扎件位于打开位置；

图47是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图；

图48是图47的自锁正畸托槽的正视图；

图49是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图；

图50是图49的自锁正畸托槽的主视图；

图51是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图，该透视图描绘了多个处理区域的分层式布局；

图52是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图，该透视图描绘了多个处理区域的与图51的正畸托槽相比不同的布局；

图53是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图，该透视图描绘了多个处理区域的、与图51和52的正畸托槽相比不同的布局；以及

图54是根据本发明的正畸托槽的一具体实施方式的透视图，该透视图描绘了多个处理区域的、与图51-53的正畸托槽相比不同的布局。

具体实施方式

弓丝

由形状记忆合金(SMA)制成的、展现超弹性能的弓丝可以用于正畸治疗。目前，根据使用中在病人牙弓的所有牙齿上施加的期望的力，弓丝制造商将特定的奥氏体相变终了温度A_f作为目标。通过降低A_f，丝能够在使用中展现更大的刚性和弹性。通过提高A_f，丝能够变得更加柔软以及更易于延展。因此，通过将期望的A_f作为目标，弓丝可以在治疗期间为所有牙齿提供有针对性的、已知的负荷性能。

除了沿其长度具有大致均匀成形性能的弓丝之外，已经研制出沿其长度具有变化性能的弓丝，以将不同的矫正力定向作用于病人牙弓的不同区域或区段。就此而言，为了提供机械性能变化的弓丝，例如在不同的区段或节段内具有不同的弹性，一些制造商已经将丝的单个区段连接起来，每个区段具有不同的奥氏体相变终了温度。其他制造商已经研制出局部热处理方法，以沿着弓丝的长度产生A_f差异，或可供选择地，已经生产出沿弓丝的长度具有不同剖面结构的弓丝。还有一种用于处理病人牙弓内各牙齿的变化的技术包括局部弯曲弓丝，以使得其能够根据一特定牙齿所需的重新定向而为该牙齿提供独特的矫正力。这些技术中的每一种尽管能够沿着弓丝的长度提供机械性能的变化，但是这些技术都是处理密集型的，因此通常是不划算的。

现参照附图，尤其是图1-3，本发明的一具体实施方式包括在正畸治疗期间进行使用的正畸弓丝10。弓丝10包括多个区域或区段12、14、16和/或18。如下面详细描述的，凭借区段12、14、16和/或18中合金成分的变化，这些区段中的至少任何两个区段的机械性能不同。例如，后区段12可以在臼齿上产生大载荷，而前区段18在门牙上产生小载荷。区段中的至少任何两个的机械性能通过选择性地改变该区段内SMA的成分(例如，所出现元素的重量百分比)而预先确定，从而使得在使用期间，该区段能够向对应的一个牙齿或一组牙齿提供预先确定的载荷。因此，区段12、14、16和/或18中的任何两个区段的成分不同，从而相比基础合金成分的A_f，提高或降低了这些区段的全部或一部分的A_f。沿着弓丝的长度改变SMA的成分，可以允许临床医生能够在不同的牙齿上有选择性地产生不同的力。在SMA中选择性地产生具有不同性能的不同区段的方法，在此可以被称为多记忆材料技术(MMMT)。例如，假设在牙弓内有14颗牙齿，每根弓丝可以被定制成向14颗牙齿中的每一颗或者其任何组合传递独特的力。临床医生因此可以为病人特定的咬合不正定做弓丝。通过在单个牙齿层面上进行定制治疗，临床医生可以更迅速地将每个牙齿置于该牙齿的美观的期望位置。

就此而言，根据本发明的一具体实施方式，并如下详细描述的那样，可以在区段12、14、16和/或18中的一个或多个区段用激光对弓丝10进行选择性的处理。形状记忆合金的激光处理在第2012/0192999号美国专利公开中进行了描述，其内容通过引用而并入本文。通常而言，通过激光束向SMA的表面施加能量可能会使SMA的化学发生局部变化。该成分的局部变化可以通过去除所选择的一种或多种元素，或者是增加所选择的元素。无论在哪种情况下，在处理区域内的元素相对的原子比相较于初始的相对原子比发生了变化。

在显示的具体实施方式中，正畸弓丝具有矩形截面，图2中进行了最优显示，从而该弓丝具有宽度20和高度22，宽度20和高度22限定了矩形截面。然而应当理解，本发明的具体实施方式并不限于具有矩形截面的弓丝，本领域中也已知有其他的弓丝截面，例如，圆形截面结构。本发明的具体实施方式明确地包括圆形弓丝。

根据本发明的具体实施方式，弓丝10由单件SMA制成，例如NiTi。换句话说，如下面更为详细描述的那样，弓丝10不是焊接或钎焊在一起而形成弓丝的、若干单个区段SMA的集合。进一步，在一具体实施方式中，弓丝10从一端24到另一端26具有均匀的截面结构。例如，当弓丝10具有的宽度20和高度22的尺寸对应于矩形截面结构时，宽度20和高度22从一端24到另一端26是大体不变的，如图所示。换句话说，区段12、14、16和/或18中的任何两个区段之间的机械性能的变化，不是通过对SMA丝的单个区段进行热处理然后将这些区段组装成弓丝的结构而获得的，也不是通过沿弓丝10的长度改变其截面尺寸而获得的。

在本发明的一具体实施方式中，弓丝10由SMA制成，并且弓丝10被处理从而将区域或区段12、14、16、18(图3)中的一个或多个区段内的合金成分改变成与初始的基础合金成分不同。例如，并参照图4和5，在一具体实施方式中，可以使用激光束处理弓丝10的一个或多个区段12、14、16、18，例如区段12。参照图4和5，激光束(未显示)可以被聚焦在弓丝10的表面上，以产生大致圆形的处理区域28。通过横跨弓丝10表面施以激光束脉冲，处理区域28的重复会导致相邻区域28之间的重叠区域30。仅为举例而非限制，可以聚焦激光束以产生区域28，区域28的尺寸直径为大约5μm上至大约1000μm(1mm)。进一步，尽管未显示，处理区域28可以被安排成覆盖弓丝10的全部表面或部分表面。因此，通过形成具有或不具有覆盖区域30的处理区域28，沿着弓丝10可以用激光束形成一个或多个处理区域或区段12、14、16和/或18或者其任何部分。多个处理区域可以彼此相互邻近，或者可以被弓丝的未处理的区域隔开(例如，未处理的区域是基础合金成分)。

用激光束处理SMA可以选择性地去除一种或多种合金的构成元素，并且因此改变合金在处理区域28内的成分。相对于未处理的基础合金成分，通过改变合金的成分可以在处理区域内获得A_f的局部偏移。例如，对于NiTi来说，激光束可以选择性地去除镍，从而使得在处理区域内的合金成分的钛相对于初始的主要合金成分部分增加。例如，从50-50镍铬合金中选择性地去除镍，会使得形成的合金在处理区域内具有大于50wt％的钛。相对于大部分或基础合金成分，该处理区域的A_f提高了。进一步举例说明，对于CuAlNi，用激光或其他局部高能进行处理，被认为可以选择性地去除铜和/或镍，从而使得在处理区域内的合金成分的铝相对于初始的主要合金成分部分增加。然而，对于这种合金，相对于主要或基础合金成分，该处理区域的A_f降低了。进一步，在处理区域内铝的相对比例会随着处理区域的应力-应变响应的平台应力而攀升。

通过向基础合金成分增加所选择的金属元素，处理操作可以提高该元素的浓度。这可以通过用具有所选金属元素的合金围绕基础合金成分来实现。例如，围绕可以包括将基础合金成分夹在所选的将要加入基础合金中的金属元素的薄片层之间。一旦被围绕，可以使用激光来局部加热薄片，以使至少所选择的金属元素升华或蒸发。蒸发的元素于是在激光供给的热能帮助下扩散进入基础合金。基础合金因此得到所选择金属元素的尖峰(spike)，以便通过金属元素的选择性增加而形成与基础合金成分不同的处理区域。

此外，导致一种或多种构成金属元素升华的激光处理能够提供改进的表面性能。例如，钛的分数百分比的增加会引起坚韧氧化层的生成。氧化层的优点可以包括改善的抗腐蚀性和/或使得镍从含镍合金中的任何释放变少。改变合金表面化学性质的其他优点包括，在表面形成沉淀物。例如，在镍钛合金中，镍的减少会允许形成富含钛的镍沉淀物，例如Ti₂Ni，其与基础镍钛合金成分相比较为坚硬。在表面的这种沉淀物会减小在丝-托槽接触区域的结合/摩擦动力。尽管具体地提到了镍钛合金，但是根据本发明的具体实施方式，可以使用其他合金来制造正畸矫治器，包括但不限于：铜镍钛(CuNiTi)、铜铬镍钛(CuCrNiTi)、铜铝镍(CuAlNi)、铜铝锰(CuAlMn)、铜铝铍(CuAlBe)、铁钯(FePd)、镍锰镓(NiMnGa)和铁锰硅(FeMnSi)，以及其他合金成分，在这些合金成分中，被选择的构成元素可能从一区域或区段升华或者以其他方式去除，从而在该区域或区段中的合金成分内产生局部的变化。

为了便于更加彻底地理解本发明的具体实施方式，提供了下列非限制性的示例。

示例1

用激光以预定数量的脉冲对图6显示的圆形CuNiTi弓丝进行处理。CuNiTi弓丝的基础合金成分是5at.％(原子百分比)的铜、44.8at.％的镍、49.8at.％的钛和0.2at.％的铬。该CuNiTi弓丝可以从Ormco公司买到，并且销售使用的商标是Damon Copper

可以用激光束点尺寸为50μm的光纤激光器处理弓丝，在30％的峰值功率以0.01ms的停留时间操作该光纤激光器。用一个脉冲的激光处理图6显示的弓丝，然后用能谱仪(EDS)在图6中指示的点处分析该弓丝。图7标绘了EDS信息。类似地，用总共3个脉冲、总共5个脉冲和总共10个脉冲处理弓丝，而每次额外的对应激光处理都会用EDS进行分析。如图7所示，大致在EDS点3和12之间，钛原子百分比相对增加，而镍原子百分比和铜原子百分比相应地整体减少。这些相对的变化表明镍和铜可能通过升华而从处理区域去除。

如上所述，本发明的弓丝10可以包括一个或多个区段12、14、16、18，这些区段内合金的成分在任何两个或多个区段之间都不同。示例1中对此进行了展示，在示例1中，处理区域的合金成分所具有的钛成分相对于起始合金成分大致更高。并且在处理之后，该处理区域的成分不同于邻近的各未处理区域中的任意一个的成分。因此，对所选择的区段12、14、16和18(图3)进行激光处理以后，每个区段的A_f可能都不同，并且因此每个区段在使用期间由区段产生的荷载也不同。具体而言，如下面更为详细显示的，沿着弓丝长度改变合金的成分，改变了在拉力测试中卸载弓丝10之后对应的转换平台应力。例如，改变合金相对初始主体合金的成分，可能会使转换平台应力减小多达大约75％、多达大约50％或多达大约20％。可以理解，转换平台应力的变化取决于初始主体合金和所选择的区域的成分。

示例2

现参考图3和8-11，用光纤激光器处理0.014英寸乘0.025英寸的矩形CuNiTi弓丝的被选择区段，其中弓丝的成分与示例1中描述的成分相同。区段12保留未处理。图8显示了未处理区段12的机械数据。如所示的那样，在卸载之后(用30指示)，转换平台应力超过大约175MPa。

用光纤激光器以不同的峰值功率单独处理区段14、16和18，以便为每个区段产生不同的机械性能。用激光束点尺寸为50μm和时间表为0.01ms停留时间的光纤激光器在30％的峰值功率处理区段14。图9描绘的是区段14被处理之后的机械数据。如显示的那样，在卸载后(用32指示)，转换平台应力大约是150MPa±20MPa。因此，在处理以后，与用30指示的未处理区域的转换平台应力相比，区段14展示了较低的转换平台应力。参考图3和10，类似于区段14的处理，用光纤激光器处理区段16，但是使用的峰值功率为40％。图10描绘了在上面描述的处理之后，区段16的机械数据。如显示的那样，在卸载之后(用34指示)，转换平台应力大约是100MPa±20MPa。因此，处理以后，与用30指示的未处理区段12以及用32指示的区段14(图9)中的任一个的转换平台应力相比，区段16展示了较低的转换平台应力。现参考图3和11，如上有关对区段14和16进行处理的陈述，用光纤激光器处理区段18，但是使用的峰值功率为60％。图11描绘了在激光处理之后，区段18的机械数据。如显示的那样，在卸载之后(用36指示)，转换平台应力大约是50MPa±20MPa。因此，在处理以后，与用30指示的未处理区段12、用32指示的区段14(图9)和用34指示的区段16(图10)中的任一个的转换平台应力相比，区段18展示了较低的转换平台应力。

示例2(上文)的多区段弓丝与在市场上可以买到的由GAC International,Inc.出售的、商标为

的弓丝相比较。

的弓丝是NiTi(而非CuNiTi)弓丝。如图12所示，每个弓丝上的不同区段都要在英斯特朗试验机上经受三点弯曲试验。如显示的那样，尽管在

的弓丝中臼齿和前臼齿的平台应力存在小的差别，但是根据示例2的处理过的弓丝比

弓丝提供了更大范围的机械性能。

在另一具体实施方式中，可以用激光器，例如光纤激光器，在不同的峰值功率上对CuAlNi合金弓丝的单个区段进行处理，从而为每个区段产生不同的机械性能。这种激光处理与上文描述的相似。可以认为，CuAlNi的这种处理将会选择性地去除铜和镍中的一个或者两个，以便改变铜对镍的比例、铝对镍的比例以及铜对铝的比例中的一个或多个。因此，铝在处理区域内的相对比例可能会增加。在这种情况下，弓丝上的、包含不同比例的构成元素的不同区段的机械数据，可能与图13中显示的机械数据相似。

在这种理论性的陈述中，但并不受理论所束缚，据信从各个处理区段去除铜和/或镍能够产生转变温度相对于初始成分减小的区段。换句话说，随着区段中铝的浓度相对初始成分提高，特定区段的转变温度可能会降低。

此外，例如，参考图13，CuAlNi合金的初始成分可能具有由曲线40展示的应力-应变曲线。在处理之后，应力-应变的曲线可以由曲线42展示，其中在该处理中，去除了铜和/或镍，并且通过该处理提高了铝在处理区域内的相对比例。举例来说而非限制，被去除的铜和/或镍的重量百分比可以从大约0.01％至大约1％。在进一步处理之后，应力-应变的曲线可以由曲线44展示，其中在该处理中，去除了更多的铜和/或镍，并且通过该处理使得铝在处理区域内的相对比例相对于与曲线42相关联的铝的比例而言提高了。这与NiTi形成了对照，在NiTi中，可以观察到由于处理而导致的减少。有利地，可以生产由基础CuAlNi合金组成的多力弓丝，该弓丝具有相对于基础成分增加了铝的若干区段。该处理区段可具有可预测的、相对于基础成分的应力-应变响应增长。

总之，对CuAlNi合金进行处理的作用可以提高与处理区段内增长的应变相联系的应力的量级。在处理区域内合金的铝含量的相对增长可能会显示出其A_f减小。这种关系至少在铝含量的小的增加(例如，小于1wt.％)范围内是线性的。例如，使得铝含量增加的处理会使得平台应力变化大约-2.2MPa/℃，并且铝每增加一个百分比，平台应力增加大约305MPa。处理的另一个作用可能是微观结构的改变。对于单晶CuAlNi合金，处理可能会导致多晶CuAlNi合金的形成，该多晶CuAlNi合金比单晶合金更为刚性。

示例3

现参考图14A、14B、15A和15B，由根据示例2中所述过程来处理与示例1成分相同的其他CuNiTi弓丝。一组弓丝是0.018英寸乘0.025英寸的矩形弓丝，而另一组弓丝是直径为0.018英寸的圆形弓丝。与示例2类似，处理产生了矩形弓丝的50MPa、100MPa和150MPa的相似的平均平台应力，这些平台应力分别对应于名称“S_50”、“S_100”和“S_150”，而“S_Base”用于未处理的基础弓丝材料，如图14A和14B的“矩形FX”图指示的那样。与示例2相似，该处理产生了圆形弓丝的50MPa、100MPa和150MPa的相似的平均平台应力，这些平台应力分别对应于名称“R_50”、“R_100”和“R_150”，而“R_Base”用于未处理的基础弓丝材料，如图15A和15B的“圆形FX”图指示的那样。

在阿尔伯塔大学用摩擦试验组件对每个处理过的弓丝进行摩擦试验。该摩擦试验包括穿过正畸托槽拉动长度短的弓丝。弓丝被保持在夹紧组件内，而该夹紧组件被安装在可编程的线性微致动器的端部。对该线性致动器进行编程，以使其能够以指定的恒定速度来增量移动预先确定的距离。

正畸托槽被结合到旋转台，而旋转台被连接到6轴测力传感器。通过将旋转台旋转到相对于弓丝拉动方向的预定角度，能够以在托槽和弓丝之间的特定的角定向来穿过托槽拉动弓丝。旋转角被设计成模拟托槽相对于弓丝的倾斜或者二次旋转。

高速数据采集系统捕捉来自测力传感器的数据，以记录当通过线性致动器穿过托槽主体拉动弓丝时的力和力矩。在别的力之中，测量了力在弓丝运动方向上的分量(图14A和15A中的“FX(N)”)以及托槽的绕与拉动方向垂直的方向的力矩(图14B和15B中的“MY(Nmm)”)。为摩擦装置设置了下列的参数：

数据采集率2000Hz

通道采样400个样本，非移动平均数

丝的速度0.05mm/s

丝的增量0.5mm

丝的总行程2.5mm

角度增量2°

运动的角度范围0°、2°、4°、6°、8°(图14A、14B、15A和15B中的“角度(度)”)

选择每次拉动增量的长度，以使该增量会完全跨过示例2中所述处理过的弓丝上的至少一个被处理的区段。

如图14A、14B、15A和15B所示，在处理过的弓丝上观察到的力和力矩大致小于由“S_Base”和“R_Base”代表的基础合金成分，并且在更大的角度下，处理过的弓丝和基础合金成分(例如，未处理的合金)之间的差别更加明显。数据表明，除了改变了弓丝的转换平台应力之外，成分的改变使得在被处理的表面上托槽和弓丝之间的摩擦减小了。

示例4

类似地，根据示例2中所述过程用光纤激光器处理四根其他CuNiTi弓丝，以用于“50MPa”的转换平台应力，也就是说，使用的光纤激光器以60％的峰值功率和50μm的点尺寸和0.01ms的停留时间。这些弓丝是0.014英寸的圆形弓丝(下面表格中的“14圆形”)、0.018英寸的圆形弓丝(下面表格中的“18圆形”)、0.014英寸乘0.025英寸的矩形弓丝(下面表格中的“14矩形”)以及0.018英寸乘0.025英寸的矩形弓丝(下面表格中的“18矩形”)。

每根弓丝在人工唾液中穿过三个偏移托槽用英斯特朗试验机拉动。在试验设置中，在35℃的一碗人工唾液中，一系列的三个托槽中的中央正畸托槽，较剩余两个托槽的对齐，被水平偏移了1mm。弓丝被被动绑扎到每个托槽内，然后穿过托槽被拉动。经过11mm的行程跨度，测量拉动丝的力并进行平均。托槽的槽尺寸是0.022英寸×0.028英寸×0.115英寸。

相对于基础合金成分，所有被激光处理过的弓丝都展现出结合力减小的一些改进。

示例5

用激光束点尺寸为50μm和固定时间为0.01ms的光纤激光器在峰值功率为35％的情况下处理0.018英寸乘0.025英寸的CuNiTi弓丝。处理弓丝(图17中被指定为“35％P-10μs”)和由相同成分组成的未处理弓丝(图16中被指定为“018x025-BM”)在拉力测试中被循环10次，以为了确定激光处理是否相对于基础金属成分恶化了抗疲劳强度。

图16描绘了循环荷载对未处理的基础合金成分造成的结果。图17描绘了循环荷载对被激光处理的合金成分造成的结果。通过比较图16和图17，试验的结果表明激光处理不会使得基础合金成分的循环机械性能发生疲劳或退化。

示例6

在由阿尔伯塔大学研发的正畸模拟器(OSIM)上使用示例5的0.018英寸乘0.025英寸的弓丝。图18显示了OSIM的结果。在附图中，“绝对受力限制(牛)”对应于弓丝在不同位置上作用在牙齿上的作用力，其中“平均受力位置”的图例指示了这些不同的位置。具体而言，对于每根弓丝而言，在1-1的位置指示出了牙弓的中央(门牙)位置，在1-3的位置指示出了两尖牙(犬牙)的位置，并且在1-5的位置指示出了前臼齿的位置。图18也指示了测得的力的方向，例如，“垂直”指的是在咬合-齿龈方向上测得的力，“水平向外”指的是在向外的或者唇侧的方向上测得的力，以及“水平向内”指的是在向内的或者舌侧的方向上测得的力。

根据示例2处理MMM处理过的0.018英寸乘0.025英寸的弓丝。每根弓丝包括具有平台应力为50MPa、100MPa和150MPa的区域或区段。在OSIM试验期间，50MPa区域与1-1对齐，100MPa区域与1-3对齐，150MPa区域与1-5对齐。

MMM处理过的弓丝的OSIM试验的结果，与市售弓丝在相同方向上的的试验所产生的类似的结果进行比较。明确地说，在图18中，MMM处理过的弓丝与市售的未处理的CuNiTi弓丝(例如，“初始Ormco丝(18×25)”)、

弓丝以及可以从Ultimate Wireforms公司买到的Gradient 3弓丝进行比较。

弓丝和Gradient 3弓丝都是镍钛合金。

每个条的相对高度代表了在测得的力的方向上弓丝的相对受力梯度能力。通常而言，每个被测量的力的方向上的条越大并且在每个力测量的方向上的条之间的重叠越多，那么弓丝的临床能力就越强。图18中标绘的关于力梯度的显著差异在于：MMM处理过的弓丝在中央位置(1-1)和前臼齿位置(1-5)之间、在每个测量方向上都一致地提供力等距。与之相对，Gradient 3和

弓丝在犬牙位置(1-3)和中央位置(1-1)上提供的力相互更为接近，这暗示着在前臼齿之前，沿着弓丝的力存在突然的增加。

现参考图19和20，图18中标绘的OSIM数据示意性地展示，以助于将

弓丝和Gradient 3弓丝的能力与根据本发明的具体实施方式的、MMM处理过的弓丝进行不同的视觉比较。

如图19和20中图示性地表明的，当与Gradient 3和

弓丝中的每一个进行比较时，MMM处理过的弓丝提供了沿着牙弓长度力的逐渐减小。MMM处理过的弓丝展现了产生在后牙上的最大的力，但然后提供施加在前牙上的力的逐渐减小。

示例7

示例6的0.018英寸乘0.025英寸的CuNiTi弓丝将经受腐蚀性能评估。在该试验中，在7天的时间内，在人体温度下培养的人工唾液内测量镍离子从弓丝的浸出。在一周的试验期间，使用电感耦合等离子体发射光谱(ICP-OES)系统在预定的时间检测溶液中镍离子的数量。图22显示了每种弓丝的镍离子数量。

对于0.018英寸的圆形弓丝，镍离子的浓度低于ICP-OES的检测水平。对于原始的未处理弓丝以及MMM处理过的弓丝，每种0.018英寸乘0.025英寸的弓丝都能释放可检测的量的镍离子。如图所示，相对于从初始未处理的弓丝所释放的镍的量，MMM处理过的弓丝在人工唾液溶液中的镍离子浓度的量没有增加。

除了镍离子释放试验之外，原始未处理的、0.018英寸乘0.025英寸的弓丝和MMM处理过的弓丝每种都要在人工唾液中经受循环极化试验。图23中显示了该试验的结果。

参考图23，MMM处理过的弓丝的腐蚀电位存在可观察到的增加，这暗示着MMM处理过的弓丝的表面反应性全面降低或者抗腐蚀性的增强。无意受理论束缚，据信激光处理表面产生了保护性的表面氧化物(例如，TiO₂)涂层，同时降低了在表面上的镍的浓度。

在另一具体实施方式中并参考图21，例如由镍钛合金或CuNiTi合金基础成分组成的正畸弓丝50包括多个区域或区段52、54、56、58、60、62和64。由于合金成分的变化，区段52、54、56、58、60、62和64中每个区段的机械性能都不同。例如，后区段52可以在臼齿上产生高应力，而前区段64可以在门牙上产生低应力，区段54-62产生的应力在在后区段52和前区段64之间。通过选择性地改变在区段内的SMA的成分(例如，存在的元素的重量百分比)，每个区段的机械性能可以被预先确定，从而在使用期间，区段可以向对应的牙齿或一组牙齿施加预定的应力。在该具体实施方式中，区段52、54、56、58、60、62和64中每个区段的成分都不同，为的是相对于基础合金或成分的A_f，可预测地增大或可预测地减小该区段的全部或部分的A_f。

作为结果并根据一具体实施方式，弓丝50在正畸治疗期间被固定至牙齿，固定有弓丝50的每个牙齿都会接受有针对性的、预定应力。通过计算可以预先确定这些有针对性的应力，其中该计算特定于病人的身体构造和/或基于临床医生的经验。沿着弓丝50的长度改变SMA的成分可以使临床医生能够在沿弓丝50的在区段内的不同牙齿上选择性地产生不同的力，从而通过在指定的牙弓上的位置，向每个牙齿或一组牙齿靶向期望的应力。

例如，根据下面的表格，可以处理Damon 0.014英寸圆形CuNiTi弓丝，来为单个治疗区段输出力。

¹用于在下牙弓上的图21中的认定区段内的牙齿

²E是弓丝的模量，在以下假设条件下计算该模量：下牙弓上的托槽间距(IBD)相同

³根据下牙弓的E比值进行计算

⁴用于在上牙弓上的图21中的认定区段内的牙齿

⁵E是弓丝的模量，在以下假设条件计算该系数：上牙弓上的IBD相同

通常而言，该表格列出了弓丝50将要产生的、用于下牙弓的特定的力。基于目标应力来计算这些力，而目标应力用于在牙弓上的特定位置处的特定牙齿。反过来，目标应力可以被用于计算在该区段内的弓丝所需的弹性模量(E)。该计算可能基于相同的IBD。基于弹性模量(E)，预先确定由区段(例如，在52-64中的任何单一区段)治疗的量。已知如果托槽间距(IBD)发生变化，则在特定区段内需要的力也会发生变化，因此力/应力计算也包括IBD的变化。

因此可以准备一对弓丝，一根用于上牙弓而另一根用于下牙弓。每根弓丝可以被处理成为特定的区段靶向期望的应力，如上表中给出的那样，从而在该特定区段内的牙齿上提供目标力。在一具体实施方式中，每个牙根(即PDL)可以受到近似相同的应力。

牙冠和带环

临床医生可以使用牙冠或者带环，以使矫治器附着到病人的牙列。典型地，牙冠和/或带环由病人牙齿的一部分的模具构建而成，从而牙冠或带环能够精确地符合牙齿表面。为了将牙冠和带环保持在牙齿上，结合剂，例如粘合剂，被用于牙齿和牙冠或带环之间。因为牙冠或带环与牙齿之间的结合质量是施用粘合剂并将矫治器安装到牙齿上的人员技能的函数，因此结合经常是安装的弱点。当安装失败时，结合经常是失效点。因此，在安装牙冠和/或带环时，有必要降低结合失效的可能性。

根据本发明的各具体实施方式，使用MMMT可以降低或消除结合剂的使用，从而改善病人的体验，减少病人花费在正牙医生办公室的时间，并普遍节约临床医生和病人的时间。

就此而言，并参考图24，根据本发明一具体实施方式的正畸矫治器包括牙冠110。牙冠110包括由SMA制成的主体112，例如比如上文描述的那些SMA。在此公开中的“制成”是指整个主体112仅由SMA构成，例如NiTi和CuNiTi。主体112本质上是由SMA组成的壳，形成为具有侧壁114和冠部116。壳的冠部116可以被配置成模拟病人牙齿冠部的形状。侧壁114绕着主体112的圆周是连续的，并可在顶缘118处终止，侧壁114限定用于容纳病人的牙齿或者容纳附着至病人牙弓的其他结构的开口120。如图所示，开口120与侧壁114和冠部116所限定的空腔相通。主体112包括内表面124，当牙冠110被放置在牙齿上时，内表面124会接触该牙齿。在一具体实施方式中，内表面124被一种形式的能量处理，例如上述的激光束，从而限定处理区域126。该处理区域126可以具有被处理的区域或位点，例如具有或不具有重叠区域30的处理区域28(图5中所示)，通过激光束冲击在表面上可以形成处理区域或位点。处理区域126可以因此具有与SMA的基础合金成分不同的合金成分。具体而言，如上所述，处理区域126的合金成分可以通过相对缺乏一种或多种构成金属元素而有所不同。可以理解，尽管内表面124包括处理区域126，但是处理区域126可以延伸超过该表面并进入主体112直至预定深度，或者可以完全延伸穿过牙冠110壳的厚度，以形成牙冠110内表面124和外表面的一部分。

因为处理区域126相对于基础合金成分包括不同的化学成分，所以其展现了不同的材料特性。在一具体实施方式中，相对于主要合金成分的A_f，处理区域126展现了A_f的升高。处理区域126的A_f可能小于98.6°F的正常人体核心体温，小于98.2°F的典型口腔温度，并且当考虑到这些温度中的每一种的正常日常变化时，处理区域126的A_f可能小于最低的核心体温或者口腔温度。继续参照图24，在一具体实施方式中，处理区域126可以仅限定内表面124的一部分。例如，内表面124可以包括一个或多个处理区域126，一个或多个处理区域126通过一个或多个由SMA组成的未处理区域128隔开。“未处理区域”是牙冠110的一部分，其没有被能量形式处理。因此，未处理区域128内的合金成分可以是基础合金成分的成分。可供选择地，在一具体实施方式中，未显示，处理区域126形成整个内表面124，而外表面保持未处理状态。

如上所述，牙冠110适于安置在臼齿、前臼齿或另一牙齿上，并且要么被放置在上颌或下颌的牙齿上，要么被用于替换上颌或下颌的牙齿。然而，本领域的技术人员可以认识到，牙冠110可以被配置成用于安置在其他牙齿上或者替换其他牙齿，例如犬牙或门牙。进一步，在此描述的牙冠110可以被配置成接收矫治器，例如正畸托槽。可供选择地，牙冠110可以被用于以下一些情况：需要对病人的牙列采取修缮或矫正措施，例如病人的牙列具有坏损或破裂的牙齿。

在安装期间，在将牙冠110插入病人的嘴巴之前，如果有必要的话，临床医生可能会使牙冠110变形，具体而言是通过扩大开口120。一旦被放置到牙齿上或者病人嘴巴内的其他结构上，牙冠110就会从诸如室温升温至病人的体温。在一些情况下，临床医生可以在牙冠110变形之前将牙冠110首先降温至室温之下。例如，如果室温高于A_s，冷却可以包括在变形前将牙冠110的温度降低至低于As的温度。无论在哪种情况下，牙冠110都会通过接触病人而从低于正常口腔温度并可能低于A_s被加热至病人嘴巴的温度(即正常口腔温度)，该温度可能与基础合金成分的大致A_f相同，或高于基础合金成分的A_f。

在加热期间，牙冠110凭借其形状记忆性能可以恢复其原始的形状，以使牙冠110符合其所安装到位的结构，或者与其所安装至的结构相比，牙冠110在一个或多个维度上略小。因此，当牙冠110被加温至病人的体温时，在牙齿的表面可以产生压缩力或夹紧力。夹紧力足够消除对胶黏剂的需要。因此，在一具体实施方式中，牙冠110的安装可能不需要粘合剂。

此外，在一具体实施方式中，由于在体温下延展性的相对增加，处理区域126可以增强结构和牙冠110之间的表面与表面的接触，而延展性的相对增加伴随着与处理区域126相联系的A_f的提高。在一具体实施方式中，处理区域的A_f大于基础合金成分的A_f。可以理解，与基础合金成分的A_f相比，处理区域126的相对A_f越高，处理区域126在正常口腔温度下就比基础合金成分含有相对更高的马氏体比例。处理区域126增强的延展性通常与相对更大量的马氏体有关，而处理区域126增强的延展性可以使得在压缩的情况下，内表面能够大概通过变形而更为密切地符合牙齿的表面。

现参考图25，在正畸矫治器的另一具体实施方式中，带环132具有主体134，主体134由位于冠138和顶缘140之间的侧壁136限定。如图所示，主体134具有大致的环形形状，并且在显示的示例性具体实施方式中具有圆柱形形状。然而可以理解，主体134可以更接近符合牙齿的形状，从而主体134无需具有规则的环形结构。具体而言，主体134可以具有不规则的环形结构。

继续参照图25，主体134包括开口142，开口142被限定在冠138和顶缘140之间，并且当带环132被放置在病人的牙齿上时，开口142被配置成容纳病人的牙齿。侧壁136包括内表面144和外表面147，其中当带环132被放置在牙齿上时，内表面144接触牙齿。与牙冠110类似，如上所述，用一种能量形式，例如激光束，来处理内表面144，从而限定处理区域146，该处理区域146相对于基础合金成分缺少一种或多种金属元素。在显示的示例性具体实施方式中，处理区域146环绕整个内表面部分144，而外表面147保持未处理状态。然而，可以理解的是，仅内表面144的一部分包括处理区域146。本领域的技术人员可以理解，处理区域146可以朝着外表面147延伸进入主体134一定的深度。

与牙冠110的处理区域126相似，如上所述，处理区域146与基础合金成分具有不同的合金成分，并且如上所述因此具有不同的材料特性。也就是说，用一种能量形式，例如激光束，对SMA进行处理，可以选择性地从基础合金成分去除一种或多种构成元素，以使处理区域146相对于基础合金成分缺少至少一种金属元素。因此，处理区域146相对于基础合金成分展现一个或多个转变温度(例如，M_s、M_f、A_f和A_s)的变化。在一具体实施方式中，至少处理区域146的A_f大于基础合金成分的A_f。

如上有关牙冠110的安装的描述，在将带环132安装到牙齿上时，通过病人的身体对带环132进行加热。将带环132加热至病人的体温可以包括将带环132从大约室温的温度加热至病人的体温。这种情况可以是，临床医生将带环132从储存在室温中的包装袋中取出，并将带环132安装到病人的嘴巴。更具体地说，加热带环132可以包括将带环132从低于室温的温度加热至病人的体温。这种情况可以是，在将带环132安装至病人的嘴巴里之前，临床医生将带环132储存在冰箱或者其他装置内，从而将带环132冷却至低于室温的温度。

在任何情况下，带环132，尤其是处理区域146，可以在低于病人嘴内温度的温度下展现更高延展性的特点。在低于体温的温度下，例如在室温下，临床医生可以使带环132变形而扩大开口142，以将带环132安装在牙齿上。换句话说，由于带环132的延展性，为了将带环143放置在牙齿上，临床医生能够本质上拉伸侧壁136，尤其是处理区域132，和以其他方式操控其形状。一旦带环132被放置在牙齿上并被加热至口腔温度，SMA的形状记忆性能就会使得带环132回到其原始形状，从而更紧密地符合牙齿的形状。具体而言，当被加热至口腔温度时，带环132可以恢复其原始结构。

因带环132的形状记忆性能而产生的压缩力可以产生足够的夹紧力，以将带环132固定至病人的牙齿。具体而言，当变形的带环132随着带环温度增加而恢复其原始的形状时，该恢复可以包括开口142尺寸或者带环132的一个或多个维度的减小，从而在牙齿上提供压缩。

作为补充或替代，凭借与基础合金成分的A_f比较相对增加的A_f，处理区域136的延展性相对增加，而处理区域相对增加的延展性可以将带环132固定在牙齿上。可以理解，在口腔温度下，与基础合金成分内的马氏体比例相比，处理区域146可以包括更高的马氏体比例。在内表面144内更高的马氏体比例可以在来自形状记忆行为的压缩负载的作用下，促进至少处理区域146的塑性变形。内表面144的变形可以在内表面144和牙齿表面之间产生更为紧密的接触。因为带环132的这些有利特点，没有必要使用结合剂，例如粘合剂，以将带环132粘附固定至牙齿。因此，在一具体实施方式中，临床医生可以在不使用粘合剂的情况下安装带环132，所以该安装不需要粘合剂。

限位器和钩

正畸限位器和钩经常由金属制成。在安装期间，它们可以被卷曲到弓丝上。然而，经过一段时间，由于金属的延展性，金属会变得松弛。因此，将限位器或钩保持在弓丝上的力会降低，这使得限位器或钩会部分或全部地脱离弓丝。在这种情况下，限位器和钩会停止工作，并且需要临床医生的介入。因此，在正畸治疗期间，限位器和钩需要保持更为充分地固定在合适的位置。

现参照图26和27，显示了正畸矫治器另一具体实施方式。具体而言，用于放置在弓丝(未示出)上的正畸限位器150包括由SMA制成的C形主体152。主体152限定纵轴162。主体152包括第一相对边或相对部分154以及第二相对边或相对部分156，两者都具有相对的突出部或唇部158、160。在第一相对部分154和第二相对部分156之间限定开口164。如本领域所公知的，在安装期间，开口164允许弓丝经由其间而被嵌入，从而与轴162大致符合。因此，在安装期间，开口164的尺寸可以通过将唇部158与唇部160分开而扩大，以便允许弓丝穿过其间。主体152进一步包括第三边或第三部分166，第三部分166在第一部分154和第二部分156之间延伸并且与开口164相对。C形主体152具有外表面168和内表面170，内表面170被配置成摩擦接合弓丝。可以理解，主体152可以具有其他横截面的结构，从而本发明的具体实施方式不限于显示的C形主体152。例如，C形主体152的横截面形状也可以取决于对应弓丝(未显示)的形状，就此而言，主体152可以具有大致圆形的横截面结构。如图所示，在一具体实施方式中，如本领域中公知的那样，限位器150可以包括钩172，钩172可以用于为正畸弹性辅助设备或者其他正畸或牙齿矫治器提供锚定点。尽管钩172可以由其他材料制成，但是钩172可以由SMA制成，钩172然后可以被焊接、结合或者以其他方式固定至主体152。

在显示的具体实施方式中，第一部分154、第二部分156和第三部分166分别限定了包括相应外表面部分168a、168b和168c的外表面168。类似地，第一部分154、第二部分156和第三部分166分别限定了包括内表面部分170a、170b和170c的内表面170。在一具体实施方式中，用一种能量形式，例如上述的激光束，对内表面170的一部分进行处理，以限定处理区域173。如图26和27所示，处理区域173可包含或者共同延伸至整个内表面170。可供选择地，处理区域173可以共同延伸至内表面部分170a、170b、170c中的一个或多个。因此，可以仅沿着第一、第二和第三内表面部分170a、170b、170c中的一部分或者沿着第一、第二和第三内表面部分170a、170b、170c的结合来对处理区域173进行处理，而且不一定需要共同延伸至内表面170。例如，内表面部分170a和170b每个，但是不包括内表部分170c，可以形成处理区域173。处理区域173的其他结构和位置也是可能的，并不限于在此披露的沿主体152内表面的位置。另外，可以理解，处理区域173可以朝向外表面168延伸到主体152内的一定深度，如下面描述的那样。

与上述关于弓丝、带环和牙冠说明的处理区域相似，处理区域173成分与基础合金成分的未处理区域175的成分不同。因此，与上面说明的类似，处理区域173具有不同的材料特性。也就是说，处理区域173的成分可以包括转变温度的偏移，例如但不限于，相对于未处理区域175的A_f的偏移。因此，就像上述的牙冠和带环一样，主体152是单一的SMA件，在最初由例如镍钛的基础合金成分形成之后，主体152将经受二次加工，通过该二次加工，主体152的被选择部分的合金成分会被修改，以便产生处理区域173。

在安装期间，在一具体实施方式中，通过使弓丝穿过开口164而与轴162相符合，限位器150被放在弓丝上。一旦位于合适的位置，主体152绕着弓丝被固定，从而相对的唇部158、160彼此相互靠近，内表面170开始与弓丝摩擦接触。就此而言，一旦限位器150被放置在弓丝上，处理区域173可以协助防止限位器150相对弓丝位移，并且可以改善限位器150和弓丝之间长期的摩擦接合。具体而言，处理区域173被配置成一旦限位器150从打开位置(图26)转变到闭合位置(图27)则发生塑性形变。分别与如上所述的牙冠110(图24)的处理区域126和带环132(图25)的处理区域146类似，在处于或接近人体温度的温度下，处理区域173可以比未处理区域175展现更强的延展性，或者比C形主体152的其余部分展现更强的延展性。当处理区域173被压缩而抵靠在弓丝上并且被加热至口腔温度时，增强的延展性使得第一处理区域173能够更加容易地发生塑性形变以及保持安装位置。由于在处理区域173内有更高的马氏体分数百分比，塑性形变是有利的，因为其可允许内表面170的至少一部分符合弓丝的形状，从而在维持在口腔温度的限位器150和弓丝之间创造更加紧密的表面对表面的接触。一旦发生变形，处理区域173的至少一部分在正畸治疗的全程都维持变形结构。相比之下，未处理区域175在工作温度下可以包含更多的奥氏体。在一具体实施方式中，未处理区域175可以具有超弹性能，从而未处理区域175被配置成在治疗期间吸收冲击。在一具体实施方式中，如下文的详细描述，不需要用工具来将限位器150固定或卷曲到弓丝上。

内表面170可以包括进一步增强限位器150与弓丝之间的摩擦配合的特征。就此而言，在图28和29中显示的具体实施方式中，内表面170包括相对的内表面部分170a和170b，相对的内表面部分170a和170b具有沿轴162方向延伸的肋部174，并且肋部174的位置横断每个唇部158、160。在一具体实施方式中，相对的肋部174彼此横交。肋部174以相对外围边缘176呈Θ的角度在第一外围边缘176和第二外围边缘177之间延伸。如图所示，Θ可以大约为60°。然而，在其他具体实施方式中，Θ可以在大约30°和大约90°之间。另外，在内表面部分170a、170b上可以具有多个肋部174。例如，从内表面部分170a、170b中的一个或两个可以延伸出2个或更多的肋部，这些肋部彼此之间的位置相互平行。可供选择地，肋部的位置可以是彼此横交的，这使得它们本质上形成X形或者格子形状的图案。

在安装期间，肋部174的结构通过接触弓丝而在肋部174上施加高的单位压力，并且因此肋部174更容易变形。肋部174的变形可以进一步增强限位器150与弓丝之间的配合，进而是摩擦力，其中弓丝大致与轴162相符地延伸。

在一具体实施方式中，如图30和31中所示，每个内表面部分170a、170b、170c包括至少一个肋部178。肋部178与图28和29中显示的肋部174不同，但是可以形成处理区域173的一部分，因此肋部178以与肋部174相似的方式实现功能。如图30和31中显示，肋部178部分地由沿着主体152宽度的等距的、半圆形的孔洞180或者切口限定。如图所示，第一内表面部分170a和第二内表面部分170b的肋部178朝向轴162延伸，并且它们的位置横交外围边缘176。例如，第一内表面部分170a和第二内表面部分170b的肋部178与外围边缘176垂直，并且穿过轴162彼此相对。第三部分166的肋部178朝向轴162延伸并且与轴162平行。如图所示，第一部分154和第二部分156各包括两个肋部178，而第三部分166包括一个肋部178。然而，在其他具体实施方式中，分别在第一部分154、第二部分156和第三部分166中每一个部分上的肋部178的数量可能相同也可能不同。

在一具体实施方式中，如图32和33中的显示，限位器150包括一对肋部182。不同于肋部174、178，在图32和33中显示的肋部182在第三内表面部分170c和唇部158、160之间横交于(例如，垂直于)轴162，或者被定向成横跨轴162。肋部182大致平行于限位器150的外围边缘176，并且具有大致矩形的横截面，如上面观察的那样(图33进行了最优的显示)。在其他具体实施方式中，在第一内表面部分170a和第二内表面部分170b中每一个部分上可以有多于一个的肋部182。此外，肋部182可以包括不同的形状，并且不限于具有大致矩形的横截面。

如上所述，限位器150被配置成放置在弓丝上。因此，限位器150具有打开位置(图26)和闭合位置(图27)。在一具体实施方式中，限位器150在闭合位置处于放松的正常状态，并且能够从闭合位置转换到打开位置。限位器150的安装可以包括用工具(未显示)，例如牙钳，将第一部分154与第二部分156强行分开。由于其形状记忆性能，撬开第一部分154和第二部分156会导致限位器150处于变形配置。一旦临床医生将限位器150放在弓丝上的合适位置，随着限位器150的温度接近工作温度，限位器150会回到闭合位置，其中工作温度可以是在或接近人类嘴巴的正常口腔温度。在该具体实施方式中，限位器150被配置成在没有机械输入的情况下，例如没有卷压的情况下，从打开位置移动至闭合位置。

就此而言并参考图34A-34C，限位器150可以通过将SMA合金制成基础合金成分机械加工成C形结构的主体152来制造，例如通过电火花加工(EDM)，如图34A所示的不带有钩172的主体152。在机械加工之后，第一部分154、第二部分156和第三部分166中的至少一个的外表面168被一种能量形式处理，例如激光束，以形成一个或多个处理区域184，如图34B和34C所示。如图所示，处理区域184位于外表面部分168上，该外表面部分168分别处于第一部分154和第三部分166之间以及第二部分154和第三部分166之间的过渡区或者转角区。在一具体实施方式中，用一种能量形式处理去除基础合金成分的被选择的成分，以便形成相较基础合金成分缺少至少一种金属元素的区域184。处理区域184可以展现形状记忆性能。在一具体实施方式中，A_f大约为30℃。在选择性地处理主体152从而限定处理区域184(图34B)之后，主体152可以被机械变形至打开位置(图34C)，借此，第一部分154和第二部分156从彼此移开，从而能够穿过开口164接纳弓丝。尽管没有显示，主体152的变形可以主要或仅发生在处理区域184。限位器150于是可以被包装好装运至正牙医生的办公室以供使用。

一旦主体152在安装之前变形至打开位置(图34C)，则主体152维持打开位置，直到主体152经受的温度至少升高至工作温度，例如口腔温度。在接近或高于工作温度的温度下，主体152恢复其正常的或未变形的结构(图34B)或者恢复其闭合位置。闭合之后，主体152的内表面接合弓丝。本质上来说，一旦被放入病人的嘴巴，限位器150会闭合，这使得第一部分154和第二部分156在没有机械输入(例如，卷压)的情况下彼此相互朝向移动。可以理解，正牙医生可以通过用本领域公知的标尺或钳子强制分离突出部158、160而移除限位器150。正压医生也可以在移除之前冷却限位器150，从而增加区域184内的马氏体，这会使得限位器150的移除更为便利。

现参考图35，在一具体实施方式中，处理区域184包含主体152的全厚度。换句话说，处理区域184既可以形成内表面168的部分也可以形成外表面170的部分。在显示的示例性的具体实施方式中，二次处理区域184可以分别处于第一部分154和第三部分166之间以及第二部分156和第三部分166之间的连接部分，以使得第三部分166包括两个分开的处理区域184的部分。

在可供选择的具体实施方式中，如图36所示，处理区域184仅位于第三部分166内。然而可以理解，处理区域184的一小部分也可以位于第一部分154或第二部分156上或处于第一部分154或第二部分156。与图35中显示的相似，在图37中显示的具体实施方式中，处理区域184可以延伸主体152的全厚度。然而，二次处理区域18能够可供选择地被配置成使其仅穿过主体152全厚度的一部分。在显示的具体实施方式中，“d”是二次处理区域184的深度，而“D”是限位器150的全部深度或厚度，其中垂直于沿着限位器150的外表面的切线对“d”和“D”进行测量。d/D的比例大约为0.63。因此，处理区域184可以延伸穿过主体152厚度的大约63％。

现参考图37，在一具体实施方式中，主体152可以包括限定内表面170的处理区域173，如上面参考图26-33描述的，主体152还可以包括形成外表面168的一部分的处理区域184，如上面参考图35和36描述的。至少根据该具体实施方式，当主体152与弓丝接合然后经受处于或接近工作温度的温度时，由于处理区域184导致的形状记忆特性，主体152会绕着弓丝闭合。在闭合期间，处理区域173可以发生塑性变形，从而增强在弓丝和处理区域173之间的表面对表面的摩擦。可以理解，在各个处理区域173和184中的合金成分可不相同。在一具体实施方式中，处理区域173的A_f比处理区域184的A_f高，而处理区域184的A_f反过来可能比基础合金成分的A_f高。

示例

用激光以预先确定数量的脉冲来处理例如图39和40所示的限位器和钩。例如，NiTi钩的基础合金成分可以被光纤激光器进行处理，如上所述。举例说明，功率可以在30％和80％之间变化，伴随的脉冲持续时间可以为大约10μs。停留时间和重叠也可以变化。在这种情况下，可以生产定制的限位器/钩，这种限位器/钩具有的紧握或夹紧能力是可控的。参考图41，可以生产根据本发明一具体实施方式的限位器/钩，从而使滑动发生的负载是预先确定的。换句话说，在弓丝和限位器之间的摩擦的量级是可控的。这可以通过控制夹紧力来获得。夹紧力的增大导致摩擦的增大。

如图41中描绘的那样，并且不受理论所束缚，可以通过激光处理矫治器，例如限位器或钩(例如，分别在图26和34A中进行了显示)，来调整限位器开始滑动的力。被处理的限位器/钩于是可以被安装到上述弓丝上。一旦被附着，负载会被施加到限位器/钩上，并且限位器/钩沿着弓丝开始滑动的力可以被测量。如本领域普通技术人员领会的那样，可以使用英斯特朗机器或者夹紧系统来测量开始滑动的力。

试验的结果与图41中展示的一致。如图所示，单个限位器/钩处理的变化会提供开始滑动的力的变化，如80、82、84、86和88指示。开始滑动所需要的力可以相对基础成分增大或减小，并且可能大于开始移动不锈钢限位器/钩所需要的力，如图41中“SS”指示的。例如，基础合金成分的限位器可由80指示。利用激光处理，限位器可能需要由82指示的开始滑动的力。进一步处理可提供能在84开始滑动的限位器。继续进一步处理可提供能在86开始滑动的限位器，并且相对于由线86指示的限位器继续进一步处理可生产能在线88处开始滑动的限位器。对于给定的合金成分，处理和滑动力的反向关系也是可能的。

就此而言，并且举例说明，由基础合金成分构成的限位器可以根据线88开始滑动。用在此描述的激光进行处理，可能会降低限位器的夹紧能力，从而使限位器在较低的力的作用下开始滑动，例如线86指示的力。额外处理产生的限位器可以具有连续较低的开始滑动的力，例如线84、82和80指示的。可以理解，用激光进行处理，基础合金的成分可以确定夹持力较基础合金成分是增大还是减小。然而，无论如何，限位器/钩可以被处理，以确定开始滑动的、合适的阈值力目标。有利的是，临床医生可以指定力，在该力的作用下，限位器/钩开始在弓丝上滑动。这可能为了使得病人舒适的最大化，或者是为了另一原因。

自锁正畸托槽

自锁托槽在本领域众所周知。然而，目前的自锁托槽常常是多零件的组件。例如，当前的金属和陶瓷自锁托槽常常由至少两个零件组装而成，也就是说至少有限定弓丝槽的托槽主体以及绑扎件，例如可移动夹具或者滑动件，可移动夹具或者滑动件具有打开位置和闭合位置，打开位置允许嵌入弓丝，而闭合位置将弓丝捕捉在弓丝槽内。夹具或者滑动件相对托槽主体移动。这种托槽可能十分昂贵，这部分由于制造零件之间的窄公差的复杂程度，其中这些零件被要求将多个小零件相容地配合在一起。进一步，由于吞咽或误吸单独的零件，两件式组件可能表现出伤害病人的风险。因此，希望解决这些和其他自锁正畸托槽的已知问题。

对于这些和那些目的，如图42所示，自锁正畸矫治器的一具体实施方式包括托槽210，托槽210是单个的、统一的部件，该部件具有一体的绑扎件。具体而言，托槽201包括托槽主体212，托槽主体212限定弓丝槽214。托槽主体212被配置成容纳弓丝215，以用于向牙齿施加矫正力。如下面的详细描述，托槽210由SMA制成，SMA具有基础合金成分，托槽210具有被能量形式处理过的一个或多个区域，从而相这些区域的成分对于SMA的基础合金成分被改变了。处理区域的转变温度与基础合金成分的转变温度不同。因此，温度的变化会在处理区域产生与基础合金成分不同的相变，或者使托槽210的一部分能够展现超弹性和/或形状记忆特征，而其他部分不会展现这些特性或展现不同的特性。

在显示的具体实施方式中，主体212具有相对的咬合连接翼216和齿龈连接翼218，以分别用于接收一个或多个绑扎件(未显示)，正如本领域已知的那样。尽管在此描述了连接翼216、218和绑扎件，但是可以预料，在一些情况下，连接翼216、218和绑扎件不是必要的。

除非另有指示，在此描述的具体实施方式在此使用参考系进行描述，该参考系中，托槽210依附到上颌上的牙齿的唇面。因此，在此使用的术语，例如用于描述托槽210的唇、舌、近中、远中、咬合、齿龈，都是相对于被选择的参考系。然而，本发明的具体实施方式并不限于被选择的参考系和描述性的术语，因为正畸托槽210可以用于口腔内的其他牙齿以及其他方向。例如，托槽210也可以位于下颌或下颌骨，并且在本发明的范围之内。那些本领域的技术人员可以认识到，当参考系发生变化时，在此使用的描述性术语不能被直接使用。然而，本发明意在独立于口腔内的位置和方向，并且用于描述正畸托槽的具体实施方式的相关术语只不过是为了在附图中对示例进行清楚的描述。比如，唇、舌、近中、远中、咬合、齿龈等相关术语绝对不应将本发明限制到特定的位置或方向。

当托槽210被安装到病人上颌上具有的牙齿的唇面时，主体212具有舌侧220、咬合侧222、齿龈侧224、近中侧226、远中侧228以及唇侧230。主体212的舌侧220被配置成以任何传统的方式被固定到牙齿上，例如通过合适的正畸结合剂或粘合剂，或者通过围绕相邻牙齿的带环(未显示)。

参考图42，在一具体实施方式中，主体212包括近中部231、远中部233以及中心部237。基面232，以及多个相对的近中面、远中面和中心面234a-c、235a-c，其中近中面、远中面和中心面234a-c、235a-c分别对应于近中部231、远中部233和中心部237，并且近中面、远中面和中心面234a-c、235a-c从基面232向舌侧方向突出并且共同限定在主体212内的弓丝槽214。弓丝槽214沿近中-远中方向从托槽主体的近中侧226延伸至远中侧228。中心部237通过空间238(例如，间隙)与近中部231和远中部233隔开，空间238在近中面234a、235a和对应的中心面234c、235c之间，以及在远中面234b、235b和对应的中心面234c、235c之间。近中部231和远中部233通过桥部245连接，桥部245对应于空间238，如图44中最优显示的。桥部245本质上形成了基面232的一部分，以便从近中部231至远中部233形成连续的基面232。

现参考图42和43A，在一具体实施方式中，中心部237包括一体的绑扎件，该一体的绑扎件呈绑扎部236配置。就此而言，在显示的示例性的具体实施方式中，中心部237包括齿龈壁240和咬合壁242，齿龈壁240和咬合壁242分别限定弓丝槽214的中心面243c和235c。至少一个肩部或突出部244从齿龈壁240中的一个延伸出来，或者从咬合壁242延伸出来。然而，可以理解，突出部244可以从齿龈壁240和咬合壁242中的每个延伸出来，如图42所示。突出部244从齿龈壁240或咬合壁242向外延伸，以便当突出部244位于闭合位置时，限定弓丝槽214的最唇侧的边界(图43A)。在图42和43A中显示的具体实施方式中，突出部244能够在近中-远中方向上以相对的关系相互靠近，每个突出部244穿过弓丝槽214的实质部分一段距离，该距离足够防止或者至少抵抗弓丝从槽214脱离。

继续参考图43B，中心部237，具体为壁240和242，具有打开位置和闭合位置，其中在打开位置(图42)，弓丝215可以穿过突出部244而被嵌入弓丝槽214，而在闭合位置(图43A)，突出部244防止弓丝从弓丝槽214的偶然脱离。空间238使得壁240和242能够在打开位置和闭合位置之间相互朝向移动或远离移动，如下所述。此外，并且参考图44，托槽主体212的舌侧220可以包括近中面部分250和远中面部分252，近中面部分250沿着托槽主体212的近中部231，而远中面部分252沿着托槽主体212的远中部233。近中面部分250和远中面部分252中的每一个可以被配置成被固定至垫(未显示)，或者被结合至牙齿之前的其他表面。如图44所示，中心部237包括中心面部分254，中心面部分253向唇侧远离某平面偏移了尺寸D，该平面由近中面部分250和远中面部分252限定。如下所述，当壁240、242中的任一个或两个被移动至打开位置时，中心面部分254的偏移可以在壁240、242之间提供空隙。

如上所述，在一具体实施方式中，可以用一种能量形式，例如激光束，有选择地处理托槽主体212的表面部分，以使得表面部分包括处理区域246，处理区域246的化学成分与SMA的基础合金成分的化学成分不同。形成的处理区域246可以与上面描述的处理区域28或者处理区域126、146、173和184相似，从而从托槽主体212的区域部分去除被选择的金属元素。如图43A和43B中以246指示的，基面232和中心面234c、235c的一部分，以及壁240、242的外表面，被一种能量形式处理，从而它们相对托槽主体212的未处理部分的基础合金成分包括不同的化学成分。仍然可以理解，尽管处理区域246被描述为包括表面部分，但是处理区域246可以延伸超过表面并进入主体212一定的深度或者整个全厚度(如图43A和43B所示)。由于合金成分的变化，相对于托槽主体212的未处理区域的基础合金成分的转变温度，处理区域246可能会展现转变温度的变化。处理区域246的位置可以提供或者至少促进正畸托槽210的自锁特征。尽管处理区域246显示成稍微内陷，以便成为全厚度减小的区域，但是可以理解，从未处理区域到处理区域246的表面的平面内可以不是不连续的。

在一具体实施方式中，图43A和43B中显示的处理区域246可以相对于托槽主体212的剩余区域，将超弹性能和形状记忆特性赋予这些区域。通过处理一个或多个这些区域246，或者通过处理一个或两个壁240、242的全厚度，区域246可以像铰链那样动作，或者以其他方式提供一个区域，肩部或突出部244中的一个或两个可以绕着该区域大致远离弓丝槽213移动。尤其地，如图43B所示，当突出部244从弓丝槽214移开时，弓丝可以被嵌入弓丝槽214，或者可以从弓丝槽214移除弓丝。一旦弓丝被嵌入弓丝槽214，壁240能够移回至闭合位置，从而突出部244能够防止弓丝从弓丝槽214意外脱离。

如上所述，当壁240、242被向外移动时，在表面254与由近中面250和远中面252所限定的平面之间的偏移，可以为区域246的像铰链一样的动作提供空隙，这可能包括区域246的一部分，或者壁240、242中的一个的一部分移入空隙区域，如大致由图44中D指示的。

在一具体实施方式中，如图42、43A、43B所示，如以248所指示的，突出部244可以是锥形的。简单地通过将弓丝压靠在突出部244的锥形区域248，突出部244的锥形区域248可以便于弓丝插入托槽。可以理解，将弓丝推到突出部244的锥形区域248以使壁242能自动弯曲而远离弓丝槽214，从而使临床医生能够在没有工具帮助的情况下将弓丝嵌入弓丝槽214。

在区域246具有超弹性能的具体实施方式中，一个或多个区域246可包括以下合金成分，在该合金成分中转变温度A_f变化至与托槽主体212其余部分的基础合金成分的转变温度A_f不同的温度。在一具体实施方式中，处理区域246的A_f变化至相对于基础合金的A_f而言更高的温度。因此，参考图43B，壁240、242中的一个或两个可以包括由超弹合金组成的区域246，从而沿对应的咬合和齿龈方向在朝外的相对的方向上弯曲壁240、242，进而暴露基面232，并且不会使壁240、242的任何部分发生塑性变形。在一具体实施方式中，通过保持壁242而使突出部244位于打开位置，临床医生然后即可将弓丝嵌入弓丝槽214或者将弓丝从弓丝槽214移除。在将弓丝嵌入弓丝槽214或者将弓丝从弓丝槽214移除之后，各个壁240、242会弹性恢复至其初始的闭合位置。换句话说，在移除将突出部244保持在打开位置所需要的力之后，处理区域246回到原始的结构，从而壁240、242移动到其闭合位置。进一步，锥形区域248可以在不使用工具的情况下方便弓丝嵌入弓丝槽214，其中该工具用于保持突出部244远离处于打开位置的弓丝槽。

在区域246具有形状记忆特性的具体实施方式中，一个或多个区域246可以包括合金成分，在该合金成分中转变温度A_f小于口腔的温度。因此，参考图43A，壁240、242中的一个或两个可以具有正常的未变形的位置，比如闭合位置，也就是说，突出部244定位于弓丝槽214上方。在将弓丝安装到弓丝槽214和/或将弓丝从弓丝槽214移除之前，临床医生可以先冷却托槽210，具体而言是冷却区域246。冷却之后，伴随着突出部244从弓丝槽214被向外推离至图43B中显示的打开位置，壁240、242，具体而言是区域246，可能发生变形。一旦突出部244位于打开位置，临床医生可以将弓丝嵌入弓丝槽214或将弓丝从弓丝槽214移除。在该具体实施方式中，临床医生没有必要将突出部244保持在打开位置上，因为壁240、242的最初的移动使区域246发生了塑性变形。也就是说，一旦壁240、242被向外推离弓丝槽214，它们就可以保持在打开的位置。

一旦弓丝被安装在弓丝槽214内，托槽210可以被自然地升温至口腔的温度，在这种情况下，区域246会恢复至其原始的未变形位置，在该位置上，突出部244在位于图43A所示闭合位置的弓丝槽214上方。可以理解，由于区域246的形状记忆特性，在移动期间，壁240、242和对应的突出部244向闭合位置的闭合移动是自发的。可供选择的，可以通过临床医生将壁240、242移动回闭合位置。

此外，在一具体实施方式中，为了提供期望的转矩控制，与诸如区域246相比，托槽主体212的未处理区域可以是相对刚性的。例如，包括近中部231的近中面和远中部233的远中面在内的弓丝槽表面可以由基础合金成分组成，其比任何区域246都更为刚性。进一步，也可以理解，各个区域246相互之间的合金成分可以不同，同时也与基础合金成分不同。例如，在同一温度下，某一区域246可以展现形状记忆特性而另一区域246可以展现超弹性能。因此，壁240、242对作用力的响应可能不同。例如，由于超弹的区域246，壁240可以在打开位置和闭合位置之间弹性移动，而另一壁242可以被塑性移动至打开位置，并且由于加热后的形状记忆，于是可以自发移动至闭合位置。因此，本发明的具体实施方式不限于各个区域246具有相同的合金成分。

在一具体实施方式中，参考图45、46A和46B，显示了一体的绑扎件或绑扎部236的可供选择的配置，其中中心部237具有相对的肩部或突出部244。各个突出部244呈相对的镜像关系，延伸少于弓丝槽214宽度的一半的距离。单一零件的具体实施方式，图45、46A和46B中显示的自锁正畸托槽，具有与上述参考图34-36中显示的具体实施方式相似的区域246。就此而言，壁240、242和相对的突出部244具有打开位置(图46B)和闭合位置(图46A)，从而正畸托槽210是自锁的，并且以与上述区域246相似的方式进行操作，其中区域246是由合金成分组成的，该合金成分与基础和金成分不同，从而与上述参考图42-44的区域246相似，具有超弹性能或者形状记忆特性。

现参考图47和48，在另一正畸矫治器的具体实施方式中，自锁正畸托槽310包括托槽主体312和一体的绑扎件。在显示的示例性具体实施方式中，一体的绑扎件是一体的绑扎夹具314。与上面的正畸矫治器的具体实施方式相似，正畸托槽310是由SMA组成的单一零件的统一主体。一体的绑扎件不是单独制造然后与托槽主体312进行组装的。尽管绑扎件的一部分相对于托槽主体312移动，但是在将弓丝嵌入弓丝槽或者将弓丝从弓丝槽移除期间，整个绑扎件不会相对托槽主体312移动。甚至，托槽主体312和一体的绑扎件可以诸如在单一的铸造过程中被一起铸造而成，或者由单件SMA机械加工而成，例如，托槽310可以由NiTi、CuNiTi或者其他上述的SMA合金制成。绑扎件只有一部分可以相对托槽主体移动。与上述的正畸矫治器的具体实施方式相似，托槽主体312的一个或多个被选择的区域被一种能量形式处理，例如用激光束，以改变这些被选择区域内的合金成分。如下所述，在处理区域内的合金成分的改变，可以促进托槽310的自锁功能，并且因此便于将弓丝嵌入托槽主体或从托槽主体将弓丝移除，同时在正畸治疗期间防止弓丝从弓丝槽316意外脱落。

就此而言，参考图47和48，托槽主体312包括形成于其中的弓丝槽316，弓丝槽316被配置成容纳弓丝318(图48)，弓丝318用于向牙齿施加矫正力。当被安装到病人下颌上具有的牙齿的唇面时，托槽主体312具有舌侧320、咬合侧322、齿龈侧324、近中侧326、远中侧328以及唇侧330。托槽主体312的舌侧320被配置成以任何传统的方式固定到牙齿上，例如通过合适的正畸结合剂或粘合剂，或者通过围绕相邻牙齿的带环。舌侧320可以具有垫332，垫332限定出结合基部，该结合基部被固定至牙齿的表面。垫332可以作为单独的零件或构件被耦合至托槽主体312，或者可供选择的，垫332可以与托槽主体312一体成形。

特别地，托槽主体312包括基面334和一对相对的槽面336、338，槽面336、338从基面334向唇侧突出，以共同限定弓丝槽316，弓丝槽316沿近中-远中方向从近中侧326延伸至远中侧328。在一具体实施方式中，槽面336、338和基面334在托槽主体312的材料内实质上是一体的。然而，可以理解，一个或多个槽面334、336和338可以被插入物(未显示)或衬垫(未显示)限定，以增强弓丝槽316的耐磨性能或者为了其他原因。托槽主体312的弓丝槽316可以被设计成以任何合适的方式容纳正畸弓丝318。

继续参照图47，在一具体实施方式中，托槽主体312包括主要被弓丝槽316分隔的齿龈侧主体部分360和咬合侧主体部分362。齿龈侧主体部分360大致限定槽面338。具体而言，齿龈侧主体部分360的支架部件364限定槽面338。齿龈侧主体部分360可以包括桥部件366，桥部件366大致限定托槽主体312的唇侧表面。如图48最优显示的，一体的夹具314形成于支架部件364和桥部件366之间的空间内。在一具体实施方式中，齿龈侧主体部分360进一步限定齿龈侧连接翼368，通过齿龈侧连接翼368，可以用本领域公知的弹性部件(未显示)将弓丝固定至托槽主体312。

咬合侧主体部分362大致限定槽面336，并且包括工具槽370，临床医生可以在工具槽370中放置工具，以用于对一体的夹具314进行杠杆作用。与齿龈侧主体部分360相似，咬合侧主体部分362可以限定咬合侧连接翼372，如图所示。绑扎件可以用作夹具314的附加或者可选择的替代，以通过咬合连接翼372而将弓丝固定至托槽310。例如，当临床医生不能将弓丝318安放在槽316内足以用在闭合位置的夹具314捕捉弓丝318时，有必要使用绑扎件以通过连接翼368、372将托槽主体312固定至弓丝，从而将牙齿移动至合适的位置，弓丝318于是可以在该合适的位置上被安放在弓丝槽316内。可以理解，尽管在此描述了连接翼368、372和绑扎件，但是本发明的具体实施方式不仅限于这些具有连接翼的托槽。

在图47和48显示的具体实施方式中，托槽310包括一个或多个对齐标记386a、386b、386c、386d、386e，这些对齐标记可以包括在表面上的突出或凹陷的区域，从而在托槽310上创造明显可辨认的特征。对齐标记386a-386e在美国专利公开号2012/0058442中进行了更为完整的描述，其内容通过引用而整体并入本文。

如上所述，绑扎夹具314与托槽主体312一体成形。一体的绑扎夹具314大致为C形并且包括唇侧部分344，唇侧部分344延伸到弓丝槽316的基面334上方并且与之相对，一体的绑扎夹具314还包括齿龈侧部分346和舌侧部分348，舌侧部分348位于或靠近夹具314与托槽主体312一体连接的区域。如图48所示，当一体夹具314的唇侧部分344位于闭合位置时，唇侧部分344限定弓丝槽316的唇侧边界。在夹具314的唇侧部分344弯曲期间，例如当弓丝沿唇侧方向拉动夹具314的唇侧部分344时，一体夹具314可以接触桥部件344，这会使一体夹具314的齿龈侧部分346接触桥部件366。一体夹具314和桥部件366之间的接触可以防止弓丝318从弓丝槽316意外松动。尽管夹具314被放置成在基面334的对面闭合弓丝槽316以防止弓丝318在治疗期间从弓丝槽316意外脱落，但是一体夹具314的一部分可以被有意地移动至打开位置，从而在治疗进行过程中，可以移出在槽316中的弓丝而嵌入另一根弓丝。

在一具体实施方式中，正畸托槽310的一部分可以选择性地被一种能量形式处理，例如激光束处理，使得表面部分包括处理区域340，处理区域340的化学成分与SMA的基础合金成分的化学成分不同。如图47和48所示，一体夹具314和托槽主体312中的每一方的一部分可以包括处理区域340。在一具体实施方式中，位于或靠近一体夹具314与主体312的交叉部的舌侧部分348以及一体夹具314的齿龈部分346可能被一种能量形式处理，使其包括处理区域340，处理区域340具有的化学成分与一体夹具314和托槽主体312的相邻部分的化学成分不同。处理区域340可以包括一体夹具314表面的被选择部分，并且可以延伸进入或延伸穿过一体夹具314的厚度，如图48所示。处理区域340可以在一体夹具314与主体312的交叉部延伸进入主体312，如位置374指示的。此外，可以理解，处理区域340和未处理区域之间化学成分的差异不会发生在它们之间勾画的精确的点上。可以说，化学成分的差异可以从处理区域340开始沿任何方向逐渐发生。在此描述的任何处理区域可能都是如此。此外，可以理解，整个一体夹具314可以像上述那样处理，从而与处理区域340相关联的特性可以作为一个整体应用至一体夹具314。处理区域340可以向夹具314的一部分赋予超弹性或者形状记忆特征。

当被赋予超弹性特质时，一体夹具314可以被物理移动(例如，通过工具)至打开位置，使得弓丝可以被导入弓丝槽316或者从弓丝槽316移除。然后，一旦如期望的那样嵌入或移除弓丝，临床医生就可以释放夹具314，以使其回到闭合位置。由于处理区域340的超弹性，绑扎夹具314也可以被配置成主动绑扎弓丝318。众所周知，通过一体夹具314对弓丝318进行的主动绑扎取决于弓丝的尺寸和形状。由于一体夹具314的处理区域340的超弹性能，这种主动绑扎如同具有不锈钢或其他金属的部件，施加在弓丝上的力不会衰减。可供选择地，绑扎夹具314可以被配置成用于弓丝318的被动绑扎。

与那些在上面讨论的有关正畸矫治器的其他具体实施方式相似，处理区域340也可以展现形状记忆特征。在一具体实施方式中，一体夹具314可以在没有机械输入的情况下在打开位置和闭合位置之间转变。一体夹具314的温度变化，具体而言是处理区域340的温度变化，足够将一体夹具314从打开位置自发地移动至闭合位置。例如，临床医生可以将一体夹具314冷却至某一温度，由此使处理区域340的成分相对奥氏体而言包括相当大比例的马氏体。通过将处理区域340从口腔的正常温度冷却至较冷的温度，例如低于A_f、低于M_s或低于M_f，可以让该现象发生。在该具体实施方式中，在使一体夹具314变形之前，临床医生可以使用冷敷、压缩气体或者其他方法将处理区域340的温度降低至位于或低于病人口腔正常温度的位点。然后临床医生可以将一体夹具314强制移动到打开位置。这可以包括使一体夹具314塑性变形，具体是在处理区域340的位置。一旦发生变形，一体夹具314可以维持在打开位置，而处理区域340的温度与口腔的正常温度相比保持相对冷。然后临床医生可以将弓丝嵌入弓丝槽316和/或将弓丝从弓丝槽316移除。当通过病人的身体或者通过使用外部热源加热一体夹具314时，一体夹具314可以转换至闭合位置。可供选择地，临床医生可以使一体夹具314塑性变形回闭合位置。无论哪种情况，一旦处理区域340到达正常的口腔温度，其可以展现超弹性能，可以提供如上所述的主动或被动绑扎。

自锁正畸托槽的另一具体实施方式如图49和50所示，其中相似的参考数字指代与图47和48中相似的元素。自锁正畸托槽500与参考图47和48描述的以及上面描述的正畸托槽310相似。正畸托槽500包括托槽主体512和一体的绑扎夹具514，其中托槽500是由SMA组成的单件金属。也就是说，托槽主体512和夹具514在同一成形过程中形成。例如，托槽主体512和夹具514可以由SMA的实心件机械加工而成，可以在单个铸造过程中被铸造而成，或者在单一的成形过程中形成。

托槽主体512限定弓丝槽516，弓丝槽516大致分隔出咬合侧主体部分518和齿龈侧主体部分520。托槽主体512与图47和48中显示的正畸托槽310的托槽主体312的不同之处在于：缺少桥部件366。也就是说，齿龈侧主体部分520缺少任何沿唇侧方向唇向覆盖一体夹具514的结构。因此一体夹具514沿着托槽500的最唇侧的表面完全暴露。

在绑扎期间，一体夹具514的唇侧偏移，明确地说是夹具514唇侧部分344的唇侧偏移，不会受到托槽主体512的任何部分沿唇侧方向的偏移的限制。然而，有利的是，当治疗需要更换弓丝时，缺少桥部件366或者其他覆盖一体夹具514的结构，可以使临床医生能够不受限制地接近而移动一体夹具514。因此，不管是通过将夹具514的唇侧部分344弹性保持在打开位置，还是通过使一体夹具514塑性变形至打开位置，从而如上述那样将弓丝嵌入弓丝槽516或者将弓丝从弓丝槽516移除，临床医生都可以更简单地操作一体夹具514。如上所述，一体夹具514的处理区域340可以通过向一体夹具514的至少一部分提供超弹性和/或形状记忆特性而促进治疗。

多模量正畸托槽

正畸托槽典型地使粘合剂结合到牙齿上。商业粘合剂的粘合强度受限。在正畸治疗期间，在正畸托槽上的冲击力和剪切力会破坏粘合剂结合，并且因此使托槽从牙齿脱离或者去除。当粘合剂结合失效时，病人必须要安排时间去额外拜访临床医生办公室，以重新结合或者替换托槽。这对于病人和临床医生都是不方便的。进一步，在结合失效和修复之间所需的时间内，松动的托槽根本无法促进正畸治疗。因此，该无疗效的阶段可能被添加到整体治疗时间。

为了解决这个以及其他有关粘合剂结合失效的问题，本发明的具体实施方式减小了那些力的量级向结合的透过率，并且因此减小了正畸矫治器和牙齿之间粘合剂结合失效的可能性，其中本发明的具体实施方式包括能够吸收在正畸矫治器上的冲击力的特征。如图51-54所示，在本发明的一具体实施方式中，正畸托槽410包括托槽主体412，显示的托槽主体412是由SMA制成的单一主体，其中SMA具有基础合金成分。在显示的示例性具体实施方式中，托槽主体412是双连接翼型正畸托槽。然而，可以理解，本发明的具体实施方式并不限于双连接翼型正畸托槽。参考图51，托槽主体412限定弓丝槽414a、414b，弓丝槽414a、414b被配置成容纳弓丝(未显示)，其中弓丝用于向牙齿施加矫正力。托槽主体412具有两对相对的咬合连接翼416a、416b和齿龈连接翼418a、418b，以分别用于接纳一个或多个绑扎件(未显示)，正如本领域已知的那样。

当被安装到病人下颌上具有的牙齿的唇面时，托槽主体412具有舌侧420、咬合侧422、齿龈侧424、近中侧426、远中侧428以及唇侧430。托槽主体412的舌侧420被配置成以任何传统的方式固定到牙齿上，例如通过合适的正畸结合剂或粘合剂，或者通过围绕相邻牙齿的带环。舌侧420可以具有垫432，垫432限定出结合基部，该结合基部被固定至牙齿的表面。垫432可以作为单独的零件或元件被耦合至托槽主体412，或者可供选择的，垫432可以与托槽主体412一体成形，垫432可与公开号为2011/0189624的美国专利中描述的垫相似，或者，垫432包括与该美国专利中的垫相似的特征，该美国专利公开文件通过引用而整体并入本文。

主体412包括基面433以及多个相对的近中面和远中面434a、434b、436a、436b，其中近中面和远中面434a、434b、436a、436b从基面433向舌侧突出并且共同限定在主体412内的弓丝槽414a、414b。弓丝槽414a、414b沿近中-远中方向从托槽主体412的近中侧426延伸至远中侧428。

在图51-54显示的示例性的具体实施方式中，托槽主体412的一个或多个部分可以选择性地被一种能量形式处理，例如激光，以便限定一个处理区域或多个处理区域，这些处理区域包括的特征与基础合金成分关联的特征不同。在一具体实施方式中，各处理区域相互之间以及相对于基础合金成分均展现了成分的不同，从而每个处理区域在口腔温度下都具有不同比例的马氏体和奥氏体。就此而言，在处理区域内马氏体对奥氏体的比例可以发生变化，从而冲击负载在一个或多个处理区域内导致较少的弹性复原或者完全的塑性变形。通过选择性地改变马氏体对奥氏体的比例，由该区域对应的相变所吸收的能量可能发生变化。因此，在托槽主体412上的冲击负载可以使得某一处理区域发生相变而不会使另一个处理区域发生相变。相变被用于吸收冲击的冲应力和骤加应力。在这种方式下，处理区域被配置成当遭受冲击时经受变化的相变，从而使托槽主体412吸收一些或全部的冲击能量。有利地，由于处理区域的超弹性特质，托槽主体412吸收冲击能量，然后回到其原始的位置，使得冲击能量没有全部转移到托槽410和牙齿之间的粘合剂结合。

具体参考图51中的具体实施方式，托槽主体412可以具有多个处理区域，每个处理区域被处理的量都有变化。通常而言，该变化通过分层处理托槽主体412而贯穿托槽主体412呈现梯度状。具体而言，可以通过用变化量的能量(例如，强度)处理每个单独的区域，或者相较其他处理区域处理更长或更短的时间，完成在任何具体实施方式中的变化量的处理。如上所述，激光束可以被用于选择性地处理托槽主体412的各不同部分，以改变在这些区域中的SMA的化学成分。

具体而言，在一具体实施方式中，图43所示的托槽主体412包括三个不同的处理区域440a、440b、440c。一般而言，处理区域440a、440b、440c中的每一个都以层状结构被提供，这些层沿大致舌-唇方向堆叠。仅为举例说明，处理区域440c可以在区域440b之前或者在区域440a之前经受相变。因此，作用在托槽主体412上、位于托槽主体412的最唇侧部分的冲击将至少部分地被区域440c内的相变吸收。在区域440c内没有被吸收的任何冲击能量可能被区域440a内的相变吸收。最终，通过相变从最外面的区域向最里面的区域吸收能量，减少了转移至粘合剂结合的冲击能量，并且因此减小了托槽412在正畸治疗期间从牙齿意外脱粘的可能性。

尤其，在一具体实施方式中，第一处理区域440a的位置开始于主体412的舌侧位点且靠近垫432。第一处理区域440a从那里延伸出来直至在舌侧方向上与弓丝槽414a、414b隔开的平面。第二处理区域440b靠近第一处理区域440a，并且从第一处理区域440a向唇侧延伸。第二处理区域440b的一部分处于沿着基面433a、433b以及弓丝槽414、414b的咬合面和齿龈面434a、434b、436a、436b的位置。第二处理区域440b的一部分也处于或者位于连接翼416a、416b、418a、418b的弓形区域450的位置。第三处理区域440c靠近第二处理区域440b，并且从第二处理区域440b向唇侧延伸至托槽主体412的唇侧430。更具体地说，第三处理区域440c基本上从连接翼416、418的弓形区域450开始或从连接翼416、418的弓形区域450的附近开始，并且从这里向唇侧延伸至托槽主体412的唇面452和连接翼416a、416b、418a、418b。第三处理区域440c的一部分也位于近中端面446和远中端面448，以及弓丝槽414的近中面434和远中面436。

每个处理区域440a、440b、440c可能对应于基础合金成分的变化。如上所述，尤其有关弓丝的描述，每个处理区域440a、440b、440c在口腔的温度下可以展现奥氏体和马氏体之间相变的不同。因此，每个区域的应力-应变关系在冲击负载之下具有不同的表现。图51中显示的层状托槽主体412可以吸收冲击能量，并且因此可以减小托槽主体412和牙齿之间的粘合剂结合经受足以破坏粘合剂结合的应力的可能性。

可以理解，本发明的具体实施方式不限于图51中描述的分层托槽。用能量束，例如激光束，处理托槽主体，可以生产出任何数量的处理结构和未处理结构。举例说明而非限制，现参考图52-54，其中相似的参考数字指代与图51相似的特征，正畸托槽410可以包括处理区域440，处理区域440位于连接翼416a、416b、418a、418b的各个弓丝区域450，如图52和54所示。附加举例说明，并参考图53，在另一具体实施方式中，处理区域440可以包括弓丝槽414a、414b的基面433。处理区域440延伸至每个连接翼416a、416b、418a、418b，并包括各个连接翼416a、416b、418a、418b。正如其他具体实施方式，可以理解，尽管处理区域440可以被描述为被包括在表面部分之上、之内或位于表面部分，但是处理区域440可以延伸超过表面并进入主体一定的深度。此外，可以理解，不同处理区域440之间或者处理区域和未处理区域之间的化学成分的差异不会发生在它们之间的确切描述位点。甚至，化学成分的差异可能逐渐发生，并且使用已知的方法可以看见，例如显微镜。

尽管已经通过对各种优选的具体实施方式的描述展示了本发明，并且尽管已经十分详细地描述了这些具体实施方式，但是发明人的目的不在于将所附的权利要求限制或以任何方式限定至该详细的描述。其他的优点和修改很容易浮现在本领域技术人员的眼前。举例说明，在此描述的具体实施方式显示的处理区域所具有的合金成分相对于开始的基础合金成分不同，这使得单个金属正畸矫治器可以具有多有由不同机械和/或化学特性组成的区域。进一步，每个这些区域可以相互配合以促进正畸治疗。可以单独使用或者以任何结合的方式使用本发明的各种特点，这取决于用户的需要和偏好。

Claims (20)

1.一种具有一定长度的正畸弓丝，其特征在于，所述正畸弓丝的长度从正畸弓丝的第一端到第二端测量，所述正畸弓丝限定中心轴并包括：

单件形状记忆合金，所述单件形状记忆合金自所述第一端延伸到所述第二端并包括第一纵向区域和的第二纵向区域，所述第一纵向区域具有由至少两种不同金属元素穿过所述正畸弓丝的横截面以第一比例组成的基础合金成分，所述第二纵向区域沿所述正畸弓丝的中心轴紧邻所述第一纵向区域布置并包括一个区域，所述区域具有由所述基础合金成分的金属元素制成的合金成分并且所述至少两种不同的金属元素呈不同于所述第一比例的第二比例，其中所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

2.根据权利要求1所述的正畸弓丝，其特征在于，其中所述形状记忆合金是镍钛合金(NiTi)，并且所述区域的合金成分相对于所述基础合金成分具有更少的镍。

3.根据权利要求1所述的正畸弓丝，其特征在于，其中所述形状记忆合金是铜铬镍钛合金(CuCrNiTi)，并且所述区域的合金成分相对于所述基础合金成分具有更少的镍和/或更少的钛。

4.根据权利要求1所述的正畸弓丝，其特征在于，其中所述形状记忆合金是铜铝镍合金(CuAINi)，并且所述区域的合金成分相对于所述基础合金成分具有更少的铜。

5.根据权利要求1所述的正畸弓丝，其特征在于，其中所述形状记忆合金是铜铝镍合金(CuAINi)，并且所述区域的合金成分相对于所述基础合金成分具有更少的铝。

6.一种用于安置在正畸弓丝上的正畸矫治器，其特征在于，所述正畸矫治器包括：

由形状记忆合金制成的C形主体，所述形状记忆合金具有由至少两种不同金属元素穿过所述C形主体的横截面以第一比例组成的基础合金成分，所述C形主体被配置成啮合所述弓丝，并且所述C形主体包括:

第一相对部分和第二相对部分，在所述第一相对部分和第二相对部分之间限定开口；第三部分，所述第三部分在所述第一部分和第二部分之间延伸并与所述开口相对；

一个区域，所述区域形成所述第一部分、第二部分和第三部分中至少一个的一部分，所述区域具有由所述基础合金成分的金属元素制成的合金成分并且所述至少两种不同的金属元素呈不同于所述第一比例的第二比例，其中所述区域延伸到所述C形主体中并且其中所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

7.根据权利要求6所述的正畸矫治器，其特征在于，其中所述主体被配置成当所述主体被加热时在打开位置和闭合位置之间进行转换，所述主体被配置成在没有机械输入的情况下在所述闭合位置啮合所述弓丝。

8.根据权利要求6所述的正畸矫治器，其特征在于，其中所述区域沿着所述第一部分、第二部分或者第三部分中至少一个的内表面被暴露在外。

9.根据权利要求6所述的正畸矫治器，其特征在于，其中所述主体具有外围边缘和内表面，所述内表面包括至少一个肋部，所述肋部被配置成当所述肋部接触弓丝时发生塑性形变。

10.一种用于安置在牙齿上的正畸牙冠，其特征在于，所述正畸牙冠包括：

由形状记忆合金制成的主体，所述主体具有由至少两种不同金属元素穿过所述主体的横截面以第一比例组成的基础合金成分，所述主体包括侧壁，所述侧壁具有顶缘，所述顶缘限定用于接纳牙齿的开口，所述侧壁进一步包括一个区域，所述区域具有由所述基础合金成分的金属元素制成的合金成分并且所述至少两种不同的金属元素呈不同于所述第一比例的第二比例，其中所述区域延伸过所述主体的整个厚度并且其中所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

11.根据权利要求10所述的正畸牙冠，其特征在于，其中所述主体进一步包括：

内表面，所述内表面被配置成接触牙齿，所述内表面包括所述区域。

12.根据权利要求11所述的正畸牙冠，其特征在于，其中在处于或接近人体温度的温度下，所述内表面的区域具有的延展性大于所述主体的基础合金成分的延展性。

13.根据权利要求10所述的正畸牙冠，其特征在于，其中所述主体被配置成在不用粘合剂的情况下相对于牙齿保持定位。

14.根据权利要求10所述的正畸牙冠，其特征在于，其中所述主体被配置成当所述主体被加热至工作温度时从增大的变形状态转换至收缩状态。

15.一种用于使弓丝与牙齿耦接的正畸托槽，其特征在于，所述正畸托槽包括：

由形状记忆合金制成的托槽主体，所述托槽主体具有由至少两种不同金属元素穿过所述托槽主体的横截面以第一比例组成的基础合金成分，并且所述托槽主体被配置成被安装在牙齿上，所述托槽主体包括弓丝槽，所述弓丝槽被配置成将弓丝接纳于其中，所述托槽主体包括一个区域，所述区域形成所述托槽主体的至少一部分，并且所述区域具有由所述基础合金成分的金属元素制成的合金成分并且所述至少两种不同的金属元素呈不同于所述第一比例的第二比例，其中所述区域延伸过所述托槽主体的整个厚度并且其中所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

16.根据权利要求15所述的正畸托槽，其特征在于，其中所述托槽主体进一步包括一体的绑扎件，所述一体的绑扎件具有打开位置和闭合位置，从而所述正畸托槽为自锁正畸托槽，其中所述一体的绑扎件包括所述区域。

17.根据权利要求16所述的正畸托槽，其特征在于，其中所述区域被配置成在正畸治疗期间展现超弹性能。

18.根据权利要求15所述的正畸托槽，其特征在于，其中所述托槽主体包括由所述基础合金成分组成的区域，所述由基础合金成分组成的区域在正畸治疗期间不展现超弹性能。

19.根据权利要求15所述的正畸托槽，其特征在于，其中在低于口腔正常工作温度的温度范围内，所述区域具有形状记忆性能。

20.一种制造正畸矫治器的方法，所述正畸矫治器是选自由包括限位器、钩、牙冠以及正畸托槽构成的组中的一者，其特征在于，所述方法包括：

将由形状记忆合金制成的正畸矫治器暴露于能量源之中，其中所述正畸矫治器具有由至少两种不同金属元素穿过所述正畸矫治器的横截面以第一比例组成的基础合金成分；以及

用所述能量源处理所述正畸矫治器的表面，以从包括该表面的区域去除所述金属元素中的至少一种，从而形成一个区域，所述区域具有由所述基础合金成分的金属元素制成的合金成分并且所述至少两种不同的金属元素呈不同于所述第一比例的第二比例，其中所述区域延伸过所述正畸矫治器的整个厚度并且其中所述基础合金成分具有第一奥氏体相变终了温度，并且所述区域具有的奥氏体相变终了温度比所述第一奥氏体相变终了温度高。

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