DE2910021C2

DE2910021C2 -

Info

Publication number: DE2910021C2
Application number: DE2910021A
Authority: DE
Inventors: Charles J. Farmington Conn. Us Burstone; Jon A. West Hartford Conn. Us Goldberg
Original assignee: University of Connecticut
Current assignee: University of Connecticut
Priority date: 1978-03-14
Filing date: 1979-03-14
Publication date: 1987-06-11
Also published as: JPS54129797A; FR2419715A1; US4197643A; FR2419715B1; JPS6320141B2; DE2910021A1

Description

Die Erfindung geht aus von einem hochduktilen Draht der im Oberbegriff des Patentanspruches 1 angegebenen Art.

Bekanntlich werden orthodontische Vorrichtungen zur Zahnbehandlung benutzt, um Gebißunregelmäßigkeiten oder -anomalien zu korrigieren. Das wird durch die Verwendung von Kraftsystemen erreicht, die ihren Ursprung hauptsächlich in elastisch verformten Drähten haben, welche während der Belastung und Entlastung Energie absorbieren und freisetzen. Bislang werden die kraftausübenden Drähte, welche bei der orthodontischen Behandlung benutzt werden, hauptsächlich aus Drähten aus rostfreiem Stahl des Typs 18-8 hergestellt, bei welchen von den Biege- und Torsionseigenschaften dieses Drahtes vorteilhafter Gebrauch gemacht wird.

Gemäß dem Aufsatz von C. J. Burstone et al, "Force Systems From An Ideal Arch", American Journal of Orthodontics, Band 65, S. 270-289 (1974), erfordert die richtige Anwendung der korrekten Kräfte nicht nur die Erforschung von geeignet konstruierten und klinisch dimensionierten Formen oder Konfigurationen zusammen mit Änderungen in den Querschnittsabmessungen des kraftausübenden Drahtes, sondern auch ein besseres Verständnis der mit orthodontischen Vorrichtungen in Zusammenhang stehenden Biomechanik. Bislang sind Anstrengungen fast ausschließlich auf die Entwicklung von optimalen Vorrichtungskonfigurationen gerichtet worden und dem für die Vorrichtungen benutzten Material ist nur eine untergeordnete Beachtung geschenkt worden.

Bezüglich der Biomechanik ist von C. J. Burstone et al in der Zeitschrift Angle Orthodontist, Band 31, S. 1-14 (1961), berichtet worden, daß die erwünschte Zahnbewegung am besten erzielt werden kann, indem ein optimales Kraftsystem erzeugt wird, das in der Lage ist, relativ leicht, aber kontinuierlich Korrekturkräfte zu liefern. Die hauptsächliche oder grundlegende biomechanische Charakteristik enthält eine untere Kraftgröße, durch die sich die Zähne schnell und relativ schmerzfrei bei minimaler Gewebebeschädigung bewegen, einen über der Zeit konstanten Kraftwert, wenn die Vorrichtung eine Inaktivierung erfährt, um ein maximales Ansprechen des Gewebes zu schaffen, eine genaue Lage des Punktes der Ausübung der Kraft oder ihres Äquivalents und eine Gleichförmigkeit in der Kraft, die auf der Gesamtstrecke ausgeübt wird, auf der die Kraft wirkt. Es ist außerdem erwünscht, einer orthodontischen Vorrichtung die Fähigkeit zu geben, große Durchbiegungen ohne Verformung auszuführen. Wenn die auf die Zähne einwirkende Kraft zu schnell abnimmt, bewegen sich die Zähne selbstverständlich langsamer und es wird schwieriger, den gewünschten Effekt genau zu erzeugen.

Bislang wird die Größe der auf die Zähne ausgeübten Kraft teilweise durch den Querschnitt des Drahtes bestimmt, der für die Vorrichtung benutzt wird, wobei dünnere Drähte die gewünschte niedrigere oder reduzierte Kraft ergeben. Es ist klar, daß dickere Drähte gut in die Schlitze von bandgehalterten oder direkt verbundenen Klammern oder in den Hohlraum in einem Rohr passen und daß eine gute Passung für eine kontrollierte Zahnbewegung notwendig ist. Wenn dünnere Drähte benutzt werden, führt das Spiel zwischen dem Draht und der Klammer zu einem Verlust an Kontrolle. Die Verringerung der Schlitz- oder Hohlraumgröße ist unerwünscht, da es erstens schwieriger ist, Toleranzen zu kontrollieren, und da zweitens Herstellungsänderungen in dem Drahtquerschnitt eine proportional größere Auswirkung auf Kraftwirkung haben. Trotz dieser Tatsache ist eine Verringerung des Drahtquerschnittes mit der sie begleitenden Verringerung des Kraft-Durchbiegungsverhältnisses bislang der Kurs, der verfolgt worden ist, um eine Kraftkonstanz bei Verwendung von rostfreiem Stahldraht des Typs 18-8 zu erzielen. In diesem Zusammenhang muß aufgepaßt werden, da eine zu große Verringerung des Querschnittes zu einer dauernden Verformung führen kann, bevor optimale Kräfte erreicht werden.

Obgleich die hauptsächliche und überwiegende Betonung bei der orthodontischen Forschung auf eine verbesserte Vorrichtungskonstruktion gelegt worden ist und Alternativen für der herkömmlicherweise benutzten rostfreien Stahldraht des Typs 18-8 relativ geringe Beachtung geschenkt worden ist, werden nun Anstrengungen darauf gerichtet, die vorgenannte, erwünschte biomechanische Charakteristik durch die Verwendung von anderen Materialien zu erzielen. Ein Beispiel einer solchen Lösung findet sich in der vorgeschlagenen Verwendung von Nitinollegierungen des in der US-PS 33 51 463 beschriebenen Typs. Diese Materialien sind nahezu stöchiometrische intermetallische Verbindungen von Nickel und Titan, in welchen vorzugsweise Kobalt für das Nickel auf der Basis Atom/Atom eingesetzt wird. Die Legierung kann unterhalb ihrer kritischen Übergangstemperatur vorgeformt werden und sie zeigt, wenn sie über diese Temperatur erhitzt wird, ein mechanisches Gedächtnis, welches das Material veranlaßt, in seine angelegte Gestalt zurückzukehren. Die Anwendung dieses Materials in der Orthodontie ist in der US-PS 40 37 324 angegeben, wobei die Längsschrumpfungscharakteristik des Drahtes ausgenutzt wird. Obwohl angegeben ist, daß dieses intermetallische Material ziemlich duktil ist, hat es sich in der Praxis gezeigt, daß das Material das Kaltbiegen in die hauptsächlichen orthodontischen Konfigurationen nicht aushält und nicht für sich schließende Schleifen und dgl. benutzt werden kann. Dadurch wird selbstverständlich die Verwendung der Legierung bei der Herstellung von Vorrichtungen, die in ihrem Aufbau beträchtliche Biegungen benötigen, stark begrenzt. Außerdem kann das Material nicht geschweißt oder gelötet werden, wodurch seine Anwendung wesentlich eingeschränkt wird.

Aufgabe der Erfindung ist es, einen Draht der im Oberbegriff des Patentanspruchs 1 angegebenen Art zu schaffen, der eine optimale orthodontische Kraftcharakteristik ergibt, wiederholtes Kaltbiegen aushält, ohne bleibende Verformung stark durchgebogen werden kann und schweiß- sowie lötbar ist.

Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die im Patentanspruch 1 angegebenen Merkmale gelöst.

Durch den Draht nach der Erfindung werden viele der bislang bei der Benutzung von rostfreiem Stahl oder Nitinol aufgetretenen Probleme gelöst und gleichzeitig wird das Erzeugen von optimalen orthodontischen Kräften erleichtert. Der in einer orthodontischen Vorrichtung benutzte Draht nach der Erfindung liefert eine optimale orthodontische Kraftcharakteristik, und zwar einschließlich der bevorzugten niedrigen Kraftgröße und der Kraftkonstanz über eine längere Zeitspanne zum Erzielen einer kontinuierlichen, relativ schmerzlosen Zahnbewegung bei maximalem Ansprechen des Gewebes und minimaler Gewebebeschädigung. Der kraftausübende Draht nach der Erfindung hat gegenüber den rostfreien Stahldrähten des Typs 18-8, die bislang benutzt werden, einen niedrigen Elastizitätsmodul.

Die verbesserte orthodontische Vorrichtung des beschriebenen Typs, die mit dem Draht nach der Erfindung ausgerüstet ist, erleichtert das Ausüben einer bestimmten Kraft in einfacherer Weise und mit größerer Genauigkeit und hat die Fähigkeit, größere Durchbiegungen ohne bleibende Verformungen auszuführen, wodurch die effektive Betriebsdauer der Vorrichtung gesteigert und dabei gleichzeitig die notwendigen Kriterien der Biokompatibilität, des Formveränderungsvermögens und der Umgebungsstabilität eingehalten werden.

Aus dem Draht nach der Erfindung aus raumtemperaturstabilisierter β-Titanlegierung lassen sich die vielfältigen orthodontischen Vorrichtungen von den einfachen bis zu den höchst komplizierten herstellen, die optimale Moment : Kraft-Verhältnisse liefern, so daß die Vorrichtung auf die Krone des Zahns einwirkt und der genaue Drehungsmittelpunkt des Zahns geschaffen wird, wenn er sich bewegt. Die stabilisierte β- Titanlegierung hat eine ausgezeichnete Plastizitäts und Formveränderungscharakteristik, die auf ihre β-Kristallstruktur zurückzuführen ist, und die gewünschte Festigkeitscharakteristik läßt sich durch Kontrollieren der mechanischen und thermischen Vergangenheit der Legierung in fester Lösung erzielen. Der Titanlegierungsdraht liefert eine niedrigere und konstantere Kraftkomponente über eine längere Zeitspanne, wodurch die effektive Betriebsdauer der mit ihm ausgerüsteten Vorrichtung verlängert wird, und hält wiederholtes Kaltbiegen in die hauptsächlichen orthodontischen Konfigurationen aus.

Bei Verwendung des Drahtes nach der Erfindung in einer orthodontischen Vorrichtung der beschriebenen Art kann der Draht mit Grund- oder Hauptbögen oder Segmenten der Vorrichtung verschweißt werden, ohne daß die mechanischen Eigenschaften der Vorrichtung nennenswert beeinflußt werden. Beispielsweise können Haken, Bindeglieder, Ligatur- oder Abbindungsdrähte und Federn, die aus β-Titanlegierungsdraht hergestellt sind, direkt verschweißt werden, anders als der rostfreie Stahl des Typs 18-8, der ein aufwendiges und zeitraubendes Lötverfahren erfordert, das die Drahteigenschaften, wie beispielsweise die Streckfestigkeit, negativ beeinflußt. Die Schweißbarkeit des Drahtes nach der Erfindung erleichtert außerdem eine größere Gebrauchsvielseitigkeit, da schwächere Kontrolldrähte an stärkeren Drähten starr befestigt werden können, um eine richtige Verankerung für das Erzeugen von optimalen Kraftgrößen bei konstanteren Kraftverhältnissen zu gewährleisten.

Der Draht nach der Erfindung findet außerdem Anwendung als Ligaturdraht, als Spangen und dgl. in prothetischen Vorrichtungen sowie als chirurgische Bogenschiene für Kieferbrüche und dgl.

Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung bilden den Gegenstand der Unteransprüche.

In der Ausgestaltung der Erfindung nach Anspruch 2 hat der Draht einen niedrigeren Elastizitätsmodul, eine größere maximale Durchbiegung und ein größeres Verhältnis von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul, was bei orthodontischen Vorrichtungen die Notwendigkeit eines periodischen Einbauens von Drähten geringeren Querschnitts verringert. Der Draht hat einen mäßigen Querschnitt, wodurch das Erfordernis engerer Drahttoleranzen zum Erzielen der gewünschten Durchbiegungen erster Ordnung minimiert wird. Außerdem werden bei dem Draht dessen Kraftgrößen und Moment : Kraft-Verhältnisse durch Auswahl des Elastizitätsmoduls kontrolliert, im Gegensatz zu der traditionellen Lösung, gemäß welcher einfach der Querschnitt verändert wird. Schließlich ist der Draht nach der Erfindung in der Lage, extensives Biegen auszuhalten und während des Kauens Kräfte geringerer Größe auszuüben als rostfreier Stahldraht.

Mehrere Ausführungsbeispiele der Erfindung werden im folgenden unter Bezugnahme auf die Zeichnung näher beschrieben. Es zeigt

Fig. 1 in Seitenansicht einen Ober- und einen Unterkiefer zur Veranschaulichung der Art und Weise, in welcher verschiedene orthodontische Bogendrähte und Hilfsteile benutzt werden können,

Fig. 2 in Vorderansicht einen Oberkieferteil mit einer daran befestigten, abnehmbaren orthodontischen Vorrichtung,

Fig. 3 eine Teildraufsicht auf einen Kiefer, die eine andere Anbringung eines orthodontischen Bogendrahtes zeigt, und

Fig. 4 in Draufsicht eine rechteckige Drahtschleifenfeder.

Im folgenden wird die Verwendung von β-Titanlegierungsdrähten erläutert, aus denen verschiedene orthodontische Vorrichtungen hergestellt worden sind, welche in der Lage sind, die Hälfte und weniger der Kraft von rostfreiem Stahl des Typs 18-8 mit einer konstanten Kraft und einer guten Klammeranlage für eine kontrollierte Zahnbewegung zu erzeugen. Der hier beschriebene Draht gestattet die Verwendung von relativ großen Drahtquerschnitten für Vorrichtungen, die eine niedrigere Kraft liefern, aufgrund seines niedrigen Elastizitätsmoduls. Beispielsweise können für diese Vorrichtungen Drähte benutzt werden, die Querschnitte in dem Bereich von 0,1 mm bis 2,0 mm haben. Optimale Kraftgrößen werden leichter und genauer erzeugt, da der Draht mit größerem Querschnitt die Auswirkung von Toleranzfaktoren bei der Befestigung zwischen dem Draht und seiner Halterung, wie beispielsweise dem Bogendraht 10 und der am Zahn befestigten Klammer 12, die in Fig. 1 gezeigt sind, minimiert. Zusätzlich gestattet das β-Titanlegierungsmaterial die Verwendung von konstanten Drahtquerschnitten während der Behandlung, beispielsweise Band-, Profil oder Rundquerschnittdrähte. Auf diese Weise werden die Kraftgrößen durch die Legierung selbst kontrolliert, statt durch Verändern des Querschnittes des Drahtes, wie es in der Vergangenheit traditionelle Praxis gewesen ist.

Die gewünschte optimale Kraftkonstanz wird erzeugt, indem das Kraft-Durchbiegungsverhältnis durch die Verwendung von β-Titanlegierungsmaterial für den orthodontischen Draht verringert wird. Da die b-Titanlegierungen die Optimierung der Vorrichtungseigenschaften durch Steuern der mechanischen und thermischen Vergangenheit des Materials gestatten und da bekanntlich das Kraft-Durchbiegungsverhältnis von Drähten eine Funktion des Elastizitätsmoduls des Materials ist, ist es möglich, mit dem hier beschriebenen Draht einen Elastizitätsmodul zu schaffen, der etwa zwei Drittel oder weniger als der von rostfreiem Stahl beträgt.

Das hohe Formveränderungsvermögen dieses Drahtes erleichtert das Erzeugen einer Vielfalt von orthodontischen Vorrichtungen von den einfachen bis zu den komplexen, damit die gewünschten Moment : Kraft-Verhältnisse geliefert werden. Gemäß der Zeichnung kann die Vorrichtung komplexe Konfigurationen oder Hilfsteile aufweisen, wie beispielsweise die T-Schleife 14, die vertikalen Schleifen 16, 17, 18 und den angebauten Haken 19. Die räumliche Schließung kann durch Verwendung einer Vorderretraktor- oder Rückholanordnung der an der Stelle 20 an dem Oberkiefer von Fig. 1 gezeigten Art erreicht werden. Mit einer solchen Vorrichtung kann auch die Verwendung einer komplexen Feder 22 aus β-Titanlegierung mit Bogendrahtsegmenten 24, 26 aus rostfreiem Stahl zur räumlichen Schließung und Wurzelbewegung kombiniert werden. Außerdem können geflochtene Drähte und Ligatur- oder Abbindungsdrähte aus dem hier beschriebenen β-Titanlegierungsdraht aufgrund der hohen Duktilität des Materials vor dem Wärmealtern hergestellt werden. Früher wurde eine niedrigere Härte als erwünscht beim Flechten benutzt, da die Kaltverformung während der Herstellung in dem rostfreien Stahl des Typs 18-8 Sprödigkeit und Brüche verursachte. Das Formveränderungsvermögen der β-Titanlegierung, gekoppelt mit der Möglichkeit, sie im Anschluß an die Herstellung der kompliziertesten orthodontischen Konfiguration zu härten, ermöglicht der Vorrichtung, an der Befestigungsstelle an der Krone des Zahns genau zu arbeiten und den richtigen und vorgesehenen Drehungsmittelpunkt für den Zahn zu schaffen, wenn dieser während der Behandlung bewegt wird.

Die hohe Duktilität des β-Titanlegierungsdrahtes kann vorteilhaft ausgenutzt werden, wenn spezialisierte komplexe Federn hergestellt werden, wie beispielsweise die rechteckige Feder 28. Darüber hinaus ist das Material für Verwendungszwecke, wie Eckzahn- und Vorretraktion, wie sie in Fig. 1 dargestellt ist, Wurzelbewegung, Ausrichtung und Höhenabgleichung von Zähnen, gut geeignet. Dieses ausgezeichnete Formveränderungsvermögen, das sich aus der hohen Duktilität des Materials ergibt, beeinträchtigt nicht die Möglichkeit, aus dem Material Spangen oder Halteeinrichtungen für orthodontische Halter, Prothetikvorrichtungen und abnehmbare spangenartige Vorrichtungen, wie die in Fig. 2 gezeigte Vorrichtung, herzustellen. Die Arbeitsteile der Vorrichtung, wie der Labialbogen 30, die Fingerfeder 32 und die Vorderfeder 34, behalten unter durch den Patienten hervorgerufenen Belastungen vorteilhafterweise ihre Gestalt. Darüber hinaus liefern Lingualbögen, die aus β-Titanlegierung hergestellt sind, optimale Kräfte in konstanterer Weise. Die Form, die die Feder annimmt, kann sich selbstverständlich weitgehend ändern und es sind nur wenige repräsentative Beispiele in der Zeichnung durch die Federn in Fig. 2 und die an den Bogendrahtsegmenten 38 in Fig. 3 befestigte Schraubenfeder 36 gezeigt.

Orthodontische Vorrichtungen, bei denen der b-Titanlegierungsdraht benutzt wird, haben außerdem die vorteilhafte Eigenschaft, daß sie geschweißt werden können. Die Federn, Bindeglieder, Haken oder anderen Hilfseinrichtungen können also direkt an einen stärkeren Draht, wie beispielsweise Lingualbögen, einen Grundbogen oder anderen Bogendraht, angeschweißt werden, wodurch die Notwendigkeit beseitigt wird, solche Federn festzulöten, wie es bei herkömmlichen orthodontischen Vorrichtungen der Fall ist. Es ist bedeutsam, daß das Schweißen des β-Titanmaterials die Eigenschaften des Materials nicht wesentlich beeinflußt, so daß es möglich ist, das Material für Zwecke, wie Wurzel- und Drehfedern, zu verwenden und das Verschweißen von einem oder mehreren Drähten zu einer festen Konfiguration in einem Bereich zur Steifigkeits- und Verankerungskontrolle zu erleichtern und dabei einzelnen Strängen in anderen Bereichen die Freiheit zu geben, die kleineren optimalen Kraftgrößen zu liefern.

Einer der Hauptvorteile des β-Titanlegierungsmaterials ist der breite Bereich von Eigenschaften, die bei Verwendung dieses Materials als Ergebnis der thermischen und mechanischen Behandlungen erzielt werden können, welchen das Material unterzogen wird. Durch geeignete Auswahl des Materials und seiner Behandlung ist es daher möglich, den Elastizitätsmodul der β-Titanlegierung so zu verändern, daß er sich in einem weiten Bereich ändert, welcher deutlich unter 1,38 × 10⁵ MPa liegt. Beispielsweise kann sich der Elastizitätsmodul der β-Titanlegierungen über den Bereich von etwa 0,41 × 10⁵ MPa bis etwa 1,24 × 10⁵ MPa ändern, wobei die meisten Legierungen in den Bereich von 0,55-1,10 × 10⁵ MPa fallen. Das ist von beträchtlicher Bedeutung, wenn man einen Vergleich mit dem relativ unveränderlichen Elastizitätsmodul anstellt, den orthodontische Drähte aus rostfreiem Stahl des Typs 18-8 aufweisen und der typischerweise in den Bereich von 1,86-2,14 × 10⁵ MPa fällt.

Da die maximale elastische Durchbiegung eines Drahtes eine Funktion des Verhältnisses von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul ist, ist es außerdem wichtig, die Streckfestigkeit der β-Titanlegierung zu betrachten. Wiederum sorgt diese Legierung für die Veränderlichkeit in der Streckfestigkeit zwischen etwa 0,48 × 10³ MPa und 2,01 × 10³ MPa, wobei die höheren Werte mit denjenigen vergleichbar sind, die mit rostfreiem Stahl erzielt werden. Die Streckfestigkeitsänderung ist selbstverständlich von Änderungen des Elastizitätsmoduls völlig unabhängig. Die Festigkeit ändert sich vielmehr mit ihm derart, daß eine Zunahme der Streckfestigkeit eine entsprechende Zunahme des Verhältnisses von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul ergeben kann, aber nicht notwendigerweise ergeben muß. In jedem Fall kann bei den β-Titanlegierungen ein wesentlich höheres Verhältnis gegenüber dem rostfreien Stahl des Typs 18-8 angetroffen werden und eine entsprechende Zunahme in der maximalen elastischen Durchbiegung dieses Materials kann realisiert werden. Durch zwei bis dreifaches Erhöhen des Verhältnisses von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul und durch Verringern des Elastizitätsmoduls um einen Faktor bis zu etwa drei können niedrigere Kraftgrößen in konstanterer Weise über einen breiteren Aktionsbereich als bei der herkömmlichen orthodontischen Vorrichtung geliefert werden. Diese optimierte höhere Streckfestigkeit und der niedrigere Elastizitätsmodul werden erzielt und dabei wird für eine ausgezeichnete Schweißbarkeit und ein ausgezeichnetes Formveränderungsvermögen selbst nach beträchtlicher Kaltverformung gesorgt. Die β-Titanlegierung sorgt außerdem für eine gute Umgebungsstabilität und Biokompatibilität mit Mundgeweben.

Da die Veränderlichkeit von Eigenschaften innerhalb der β-Titanlegierungen bis zu einem gewissen Grad von der besonderen chemischen Zusammensetzung und der thermischen und mechanischen Vergangenheit des Materials abhängig ist, ist es wünschenswert, eine begrenzte Erläuterung der Natur der β-Titanlegierungsmaterialien zu geben. In diesem Zusammenhang ist es bekannt, daß unlegiertes Titan in zwei allotropischen Kristallformen auftreten kann. Bei Temperaturen bis 885°C behält Titan eine dichtgepackte, hexagonale Kristallform, während bei Temperaturen über 885°C die Metallatome eine kubisch-raumzentrierte Anordnung einnehmen. Üblicherweise wird die zu der niedrigen Temperatur gehörige Form als α-Form bezeichnet, während die zu der hohen Temperatur gehörige Form als β-Form bezeichnet wird. Legierungsbestandteile, die ein kubisch- raumzentriertes Gitter haben, wie Molybdän, Niob, Tantal und Vanadium, neigen dazu, die β-Titanphase zu stabilisieren, und verursachen somit eine Absenkung der α-zu-β-Transformationstemperatur. Das zu der hohen Temperatur gehörige β-Titan kann also bei Raumtemperatur erzielt werden, indem eine legierungsstabilisierte β-Phase schnell abgekühlt wird und der β-zu-α-Übergang blockiert wird. Das Material, das ausreichend mit β-Stabilisatoren legiert ist, so daß das kubisch-raumzentrierte Gefüge bei Abkühlung auf Raumtemperatur aus dem β-Feld erhalten bleibt, wird als β-stabilisierte Titanlegierung oder, einfacher, als β-Titanlegierung bezeichnet. Dieses Material besteht überwiegend aus Titan und kann bis zu etwa 25 Gew.-% und mehr von den stabilisierenden Legierungsbestandteilen enthalten. Als stabilisierende Legierungsbestandteile können, zusätzlich zu den bereits erwähnten, Mangan, Eisen, Chrom, Kobalt, Nickel und Kupfer sowie Aluminium, Zinn und Zirkonium dienen.

Das kubisch-raumzentrierte Gefüge der Legierung schafft ein Material mit ausgezeichneter Plastizität und hoher Duktilität, so daß das Material leicht verformt werden kann und aus ihm die meisten komplexen orthodontischen Konfigurationen hergestellt werden können. Es ist außerdem bekannt, daß diese Materialien das Potential für eine sehr hohe Festigkeit und eine tiefe Härtbarkeit entweder durch Kaltverformung oder durch Wärmebehandlungsaltern besitzen. Die legierungsstabilisierte β-Titanphase kann also in eine β-Phase transformiert werden, die eine durch Wärmeeinwirkung ausgeschiedene α-Phase enthält, durch die die Festigkeitscharakteristik des Materials stark verbessert wird. Typischerweise wird die β-Titanlegierung auf die zu der hohen Temperatur gehörige Form oder β-Form erhitzt und anschließend schnell auf Raumtemperatur abgekühlt, um die β-stabilisierte Raumtemperaturlegierung zu erhalten. Dieses β-stabile Material in dem sogenannten lösungswärmebehandelten oder vollständig geglühten Zustand ist äußerst duktil und kann zu den gewünschten orthodontischen Vorrichtungen in dieser Stufe oder nach teilweiser oder vollständiger Verfestigung verformt werden. Diese Verfestigung wird, gekoppelt mit verringerter Duktilität, entweder durch Kaltverformung oder durch Wärmebehandlungsalterung bei erhöhten Temperaturen über veränderliche Zeitspannen erzielt. Die überlegene Duktilität und die niedrige Festigkeit des kubisch-raumzentrierten Gefüges machen es deshalb für die Herstellung von äußerst komplexen Gebilden ideal geeignet. Diese Eigenschaft gestattet außerdem eine umfangreiche Kaltverformung, die an sich dem Endprodukt die erforderliche Festigkeitscharakteristik verleihen kann und dadurch die Notwendigkeit einer Wärmealterung beseitigt.

Die spezifische chemische Zusammensetzung von kommerziellen β-Titanlegierungsmaterialien ist bekannt. Typische β-Titanlegierungen haben folgende angenäherte Legierungszusammensetzungen:

A. 13% Vanadium, 11% Chrom, 3% Aluminium;
B. 8% Molybdän, 8% Vanadium, 2% Eisen und 3% Aluminium;
C. 11,5% Molybdän, 6% Zirkon und 4,5% Zinn; und
D. 3% Aluminium, 8% Vanadium, 6% Chrom, 4% Zirkonium und 4% Molybdän.

Die β-Titanlegierungen sind zwar für die Anwendung in der Raumfahrt untersucht worden, der größte Teil der Arbeiten, die bislang ausgeführt worden sind, hat sich jedoch darauf konzentriert, die Festigkeitscharakteristik des Materials zu maximieren, um die Festigkeit : Gewicht-Verhältnis zu optimieren. Diese früheren Arbeiten haben sich mit einem Material befaßt, das Querschnitte aufwies, welche beträchtlich größer waren als diejenigen, die bei orthodontischen Vorrichtungen benutzt werden, d. h. Materialien, die einen größeren Querschnitt als der Bereich von 0,1 mm bis 2,0 mm aufwiesen. Die bevorzugten orthodontischen Drähte fallen in das untere Ende des Bereiches und haben üblicherweise einen Querschnitt von etwa 0,2 bis 1,0 mm, wobei die bevorzugten Drahtgrößen typischerweise etwa 0,35 bis 0,80 mm beträgt.

Die folgenden Beispiele machen die Erfindung noch besser verständlich und dienen lediglich zur Veranschaulichung.

Beispiel 1

Dieses Beispiel ist angegeben, um die Veränderungen in dem Elastizitätsmodul und in dem Verhältnis von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul für die β-Titanlegierung gegenüber rostfreiem Stahl zu veranschaulichen, da diese Faktoren eine gute Voraussage über die maximale elastische Durchbiegung und das Kraft-Durchbiegungsverhältnis einer orthodontischen Vorrichtung machen.

Ein orthodontischer Standarddraht aus rostfreiem Stahl des Typs 18-8 wurde von der Fa. Unitek Corporation, Monrovia, California, V. St. A., geliefert. Der Draht hatte einen Durchmesser von 0,756 mm und wurde in dem Zustand, in dem er geliefert wurde, auf seinen Elastizitätsmodul und seine Streckfestigkeit hin getestet.

Gewalzter β-Titandraht mit einer Nennzusammensetzung von 11,5 Gew.-% Molybdän, 6 Gew.-% Zirkonium und 4,5 Gew.-% Zinn und dem Rest Titan wurde in gleicher Durchmessergröße, nämlich mit 0,756 mm sowohl in lösungswärmebehandeltem Zustand als auch in dem Zustand, wie er gezogen worden ist, beschafft. Das lösungswärmebehandelte Material war fast vollständig β-Phasenmaterial, das durch Erhitzen der Legierung auf 704 bis 732°C und Abschrecken in Wasser gebildet wurde. Das lösungswärmebehandelte Material wurde anschließend auf eine Temperatur von 482°C für eine Zeitspanne von zwei bis acht Stunden erhitzt, und die Eigenschaften des Materials hinsichtlich des Elastizitätsmoduls und der Festigkeit wurden in unterschiedlichen Zeitintervallen getestet.

Die Zugtests wurden auf einer mit konstanter Verformungsgeschwindigkeit arbeitenden Instron-Testmaschine unter Verwendung einer Kreuzkopfgeschwindigkeit von 0,5 cm/min ausgeführt. Ein 12,70-mm-Dehnungsmesser wurde mit einer Verformungsvergrößerung von entweder 400 : 1 oder 1000 : 1 benutzt, wobei der Dehnungsmesser zum Zwecke des Testens von dünnen Drahtproben leicht modifiziert worden war. Die Dehnungsmessermodifizierung ist in dem Aufsatz von A. J. Goldberg et al "Reduction in the Modulus of Elasticity in Orthodontic Wires", Journal of Dental Research, Band 56, S. 1227-1231 (Oktober 1977), beschrieben.

Der Draht aus rostfreiem Stahl hatte eine Streckfestigkeit von 1,65 × 10³ MPa und einen Elastizitätsmodul von 1,58 × 10⁵ MPa, was ein Verhältnis von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul von 1,04 × 10^-2 ergab. Die Titanlegierung, die in dem Zustand war, in dem sie gezogen wurde, hatten eine Streckfestigkeit von 1,04 × 10³ MPa und einen Elastizitätsmodul von 0,70 × 10⁵ MPa, was ein Verhältnis von 1,49 × 10^-2 ergab. Sowohl die Streckfestigkeit als auch der Elastizitätsmodul des wärmegealterten Legierungsmaterials änderten sich mit der Zeit der Wärmebehandlung und erreichten einen Maximalwert bei etwa 4 bis 4,5 h. Bei seinem maximalen Verhältniswert hatte das Material eine Streckfestigkeit von 1,32 × 10³ MPa und einen Elastizitätsmodul von 0,92 × 10⁵ MPa, was ein Verhältnis von 1,42 × 10^-2 ergab. Das Verhältnis des lösungswärmebehandelten Materials änderte sich von 0,97 × 10^-2 mit keiner Wärmebehandlung bis zu dem angegebenen Maximalwert.

Eine Zunahme der Streckfestigkeit und des Elastizitätsmoduls beim Erhitzen ergibt sich aus der Ausscheidung der α-Phase. Die Erhöhung des Verhältnisses von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul ergibt sich jedoch, da der Elastizitätsmodul nicht mit derselben Geschwindigkeit wie die Streckfestigkeit während dieser Wärmealterung oder α-Ausscheidungsbehandlung zunimmt.

Vergleichbare Erhöhungen der Streckfestigkeit und des Elastizitätsmoduls ergaben sich, als dieselbe Legierung bei 538°C und 593°C gealtert wurde. Die Festigkeit stieg von einem Nullbehandlungswert von 0,69 × 10³ MPa auf Werte von 1,09 × 10³ MPa bzw. 1,07 × 10³ MPa an, während sich der Elastizitätsmodul bei jedem Temperaturwert von 0,69 × 10⁵ MPa bis 1,03 × 10⁵ MPa änderte.

Beispiel 2

Der Zweck dieses Beispiels ist es, die Korrelation zwischen den verbesserten Verhältnismeßwerten und den Eigenschaften der maximalen elastischen Durchbiegung des Legierungsmaterials zu zeigen.

Die gleichen Materialien wie im Beispiel 1, aber mit anderer Durchmessergröße, wurden auf die Streckfestigkeit und den Elastizitätsmodul hin getestet. Zusätzlich wurde aus den Drähten eine orthodontische rechteckige Schleifenfeder gebildet, die die in Fig. 4 gezeigte Konfiguration hatte. Die Schleife hatte eine Höhe von 6 mm, eine zum Zahnfleisch gehörige Länge von 10 mm und einen Abstand zwischen den Klammern von 10 mm. Diese Schleifenfedern wurden auf maximale Durchbiegung bis zur Biegegrenze getestet, indem eine Kraft in der vorderen und hinteren Klammerposition ausgeübt wurde, wie es durch die Pfeile in Fig. 4 angedeutet ist. Diese Tests wurden unter Verwendung eines speziell ausgelegten Federtesters von einer Bauart getestet, die in dem Aufsatz von D. J. Solonche et al, "A Device for Determining the Mechanical Behavior of Orthodontic Appliances", IEEE Transactions of Engineering in Medicine and Biology, Band 24, S. 538-539 (1977), beschrieben ist. Bei dem Tester wurde ein besonderer Meßwandler benutzt, und der Tester war in der Lage, bleibende Verformungen festzustellen, nachdem ein maximaler Schwellenwert erreicht worden war.

Das Formveränderungsvermögen des Materials wurde unter Verwendung der "ADA-Spezifikation Nr. 32 über Orthodontische Drähte" durch Kaltbiegen des Drahtes um einen Winkel von 90° über einen Dorn mit einem Durchmesser von 1 mm bestimmt, um die Anzahl von Biegungen zu ermitteln, die der Draht aushalten konnte, bevor er brach. Eine 90°-Biegung und eine Rückkehr in die Ausgangsposition wurden als zwei Kaltbiegungen gezählt. Jeder Test wurde zehnmal wiederholt, wobei verschiedene Stellen an den verschiedenen Drähten benutzt wurden. Die Ergebnisswe sind in der Tabelle I angegeben.

Der Kaltbiegewert für den lösungswärmebehandelten Legierungsdraht mit einem Durchmesser von 3,56 mm ohne Wärmehalterung betrug 11,14, was seine wesentlich größere Duktilität und seine Geeignetheit als Ligatur- oder Abbindungsdraht zeigt.

Tabelle I

Beispiel 3

Der Zweck dieses Beispiels ist es, die maximale Durchbiegung bis zur Biegegrenze für eine andere β-Titanlegierung und die Auswirkung der Wärmealterung auf die Durchbiegung zu zeigen.

Ein orthodontischer rostfreier Standardstahldraht des Typs 18-8 wurde als Grundlage für den Vergleich benutzt, wobei der Draht einen Durchmesser von 0,635 mm hatte. Gewalzte Titanlegierung mit demselben Durchmesser wie der rostfreie Stahl wurde beschafft. Die Legierung hatte eine Nennzusammensetzung von 13 Gew.-% Vanadium, 11 Gew.-% Chrom und 3 Gew.-% Aluminium, wobei der Rest Titan war. Aus jeder Probe wurde eine orthodontische rechteckige Schleifenfeder geformt, wie sie in Fig. 4 gezeigt ist, mit einer Höhe von 6 mm, einer zum Zahnfleisch gehörigen Länge von 12 mm und einem Abstand zwischen den Klammern von 7 mm. Die Tests wurden in der im Beispiel 2 angegebenen Weise durchgeführt und die Ergebisse sind in der Tabelle II angegeben.

Tabelle II

Claims

1. Hochduktiler Draht für orthodontische, prothetische, mundchirurgische und dgl. Vorrichtungen, dadurch gekennzeichnet, daß er einen Querschnitt in einem Bereich von etwa 0,1 mm bis 2,0 mm hat, aus einer raumtemperaturstabilisierten β-Titanlegierung, deren Elastizitätsmodul deutlich unter 1,38 × 10⁵ MPa liegt, besteht und einen nach der ADA- Spezifikation Nr. 32 gemessenen Kaltbiegewert aufweist, welcher wenigstens doppelt so groß ist wie der eines β-Titanlegierungsdrahtes derselben Zusammensetzung und desselben Querschnittes, der vier Stunden lang bei 482°C wärmegealtert worden ist.

2. Draht nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch ein vorgewähltes Verhältnis von Streckfestigkeit zu Elastizitätsmodul in einem Bereich, der von einem Wert, welcher mit dem von rostfreiem Stahldraht des Typs 18-8 desselben Querschnittes wenigstens 18% größer ist als der dieses rostfreien Stahldrahtes, und durch eine größere maximale elastische Durchbiegung bis zur Biegegrenze als der rostfreie Stahldraht

3. Draht nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß sein Elastizitätsmodul in einem Bereich von 0,55-1,10 × 10⁵ MPa liegt.

4. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung eine Stabilisierungsmenge an Molybdän, Niob, Tantal oder Vanadium enthält.

5. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß seine maximale elastische Durchbiegung bis zur Biegegrenze wenigstens 50% größer ist als die von rostfreiem Stahldraht des Typs 18-8.

6. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung durch Kaltverformung gehärtet ist.

7. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung ein lösungswärmebehandeltes Material ist, das bei einer Temperatur oberhalb von 400°C wärmegealtert worden ist.

8. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung 11,5 Gew.-% Molybdän, 6 Gew.-% Zirkonium und 4,5 Gew.-% Zinn enthält.

9. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung 13 Gew.-% Vanadium, 11 Gew.-% Chrom und 3 Gew.-% Aluminium enthält.

10. Draht nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, daß die β-Titanlegierung 8 Gew.-% Molybdän, 8 Gew.-% Vanadium, 2 Gew.-% Eisen und 3 Gew.-% Aluminium enthält.