JP2016529067A - 歯列矯正器具並びに当該器具の作製方法及び使用方法 - Google Patents

Abstract

歯列矯正器具（１０、１１０、１３２、１５０、１５２、１６８、２１０、３１０、４１０、５００）は、少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金と、前記金属元素のうち少なくとも一つが減少した合金組成を有する処理領域と、から成る部分を含む。ベース合金は、ニッケルチタン合金（ＮｉＴｉ）、銅クロムニッケルチタン合金（ＣｕＣｒＮｉＴｉ）、又は銅アルミニウムニッケル（ＣｕＡｌＮｉ）合金を含み得る。処理領域は、ベース合金をエネルギー源に曝すことにより、銅、アルミニウム、ニッケル、及びチタンのうち少なくとも一つがベース合金組成物に対して減少していてよい。ベース合金組成は第１オーステナイト終端温度を有し、処理領域は第１オーステナイト終端温度と異なり得るオーステナイト終端温度を有する。処理領域は、アーチワイヤ（１０）の一部、停止具（１５２）の一部、フック（１５０）の一部、クラウン（１１０）の一部、バンド（１３２）の一部、又は歯列矯正ブラケット（２１０、３１０、４１０、５００）の一部を形成することができる。

Description

〔関連出願の相互参照〕
本出願は、２０１３年９月６日に提出された米国仮出願第６１／８７４５７１号明細書に基づく優先権を主張するものである。当該仮出願の開示内容は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる。

〔技術分野〕
本発明は、概して歯列矯正器具に関し、より具体的には、金属製歯列矯正器具並びに当該器具の作製方法及び使用方法に関するものである。

歯列矯正治療においては、多くの場合、歯列矯正器具を歯に取り付けることや、ある歯列矯正器具を既に歯に取り付けられている別の歯列矯正器具に取り付けることが必要となる。力が歯列矯正器具に加えられると、その力が歯に伝わるため、歯が移動する。従って、歯列矯正器具は、患者の歯列改善のために行われる歯列矯正治療の主構成要素の典型的なものである。歯列矯正器具は、ブラケット、アーチワイヤ、フック、バンド、及びその他のデバイスを含み得る。

歯列矯正ブラケットを例に取ると、歯科矯正医は、歯列矯正ブラケットを接着剤で患者の歯に固着した後、アーチワイヤを各ブラケットのスロットに係合することができる。
アーチワイヤは、曲げ応力及び／又はねじり応力を歯列矯正ブラケットに加えることにより、回転させる力、傾ける力、押し出す力、押し入る力、並進させる力、及び／又はトルクを与える力といった、見た目の良い所望の位置へ歯を動かすように傾向付けられた復元力がもたらされる。アーチワイヤを各ブラケットスロット内に保持するために、小さなエラストマー製Ｏリングや金属細線といった従来の結紮糸が使用され得る。個々の結紮糸を各ブラケットに適用する際に突き当たる問題を解決するために、アーチワイヤをブラケットスロット内に保持するためのラッチやクリップ、スライド部等の可動部又は可動部材を用いることにより、結紮糸を必要としない自己結紮型歯列矯正ブラケットが開発されている。

典型的な歯列矯正治療の手順では、予備的に歯を動かすために丸みを帯びた小径の金属製アーチワイヤが使用され、その後の治療段階において長方形の金属製アーチワイヤが使用される。最終段階では、ブラケットのスロットを塞ぐ長方形断面のアーチワイヤを使用することができる。例えば、まず丸みを帯びた小径（例えば０．０１４インチ径）のアーチワイヤを使用することができ、歯を正確に方向付けるためにトルクが必要になると（通常は治療の最後又は最後近くである）、長方形断面（例えば０．０２１インチ×０．０２５インチ）のアーチワイヤを導入することができる。アーチワイヤは、その長方形形状のために各ブラケットに対して回転できなくなり、トルクを与える力又は直立方向への力を歯に加える。その結果、長方形ワイヤは、隣り合う歯の間で僅かにねじれ得る。治療の中間段階で、異なる大きさの別のアーチワイヤを導入してもよい。

著しい不正咬合がある場合は、一般に、断面積の大きなアーチワイヤを用いて治療を開始するのは、いくつかの理由で実際的ではない。一般にブラケットスロットは互いに位置が揃っていないため、アーチワイヤが治療の開始段階で実質的にねじれたり撓んだりしてしまう、という点が最も重要である。断面積の大きなアーチワイヤでは小さなワイヤよりも容易に永久変形が起こるため、治療の開始段階で、最初のねじれや撓みによって当該アーチワイヤがほとんど役に立たないものとなってしまう場合がある。また、大きなワイヤは、治療の初期段階で、予測できないような大きな力をもたらすことがあり、これは患者にとって極めて大きな苦痛となるおそれがある。少なくともこの理由により、初めはより小さなアーチワイヤを使用して、その後治療が進むと、当該小さなアーチワイヤをより断面積の大きなアーチワイヤと交換することが必要となる場合が多い。患者にとってこのことは、頻繁に予約をしなければならず、また「椅子に座っている時間」が長くなることを意味する。臨床医にとっては、費用が嵩むと共に治療能力が低下することを意味する。

早期段階におけるワイヤは、通常、超弾性の形状記憶合金（ＳＭＡ）から成る。ＳＭＡは、特定の温度範囲を越えて加熱されると、マルテンサイト相からオーステナイト相への可逆的結晶相変態を起こす。一般に、マルテンサイトは軟質で延性を有し、オーステナイトは硬質で弾性を有する。これら二相はそれぞれ固有の機械的性質を与えるため、使用中の合金の温度により、マルテンサイトとオーステナイトの割合に従って合金の機械的性質が決まる。従って、歯列矯正器具を人の体温下で使用するときに存在している相によって歯列矯正器具の機械的性質が決まる。

この点に関し、マルテンサイト−オーステナイト相転移が始まる温度は一般にＡ_ｓと表され、「オーステナイト開始温度」と呼ばれる。加熱による相転移が完了する温度はＡ_ｆと表され、「オーステナイト終端温度」と呼ばれる。Ａ_ｆより高温では、合金における安定相はオーステナイト相である。冷却中、オーステナイトからマルテンサイトへの相転移が始まる温度はＭ_ｓで表され、「マルテンサイト開始温度」と呼ばれる。相転移が完了する温度はＭ_ｆで表され、「マルテンサイト終端温度」と呼ばれる。この可逆的相変態により、ＳＭＡは、ある温度で変形した後高温まで加熱されて、完全に又はほぼ完全に変形前の形状又は元々の形状に戻ることが可能となる。ＮｉＴｉ系合金は周知の形状記憶合金であり、ニッケル（Ｎｉ）とチタン（Ｔｉ）との合金である。例えば、ＮｉＴｉ系合金の一種にニチノールがあるが、これはニッケルとチタンとの比が約５０／５０の合金である。

加えて、ＳＭＡは超弾性特性を示すことが多い。超弾性は、Ａ_ｆ又はＡ_ｆより僅かに高い温度における、オーステナイトからマルテンサイトへの応力誘起相変態に起因するものである。歪みが低減又は解消されると、オーステナイトへの逆転移が起こる。歯列矯正術に使用される超弾性材料の応力−歪み挙動では、この相転移の利点が最大限に生かされており、多くの場合、最大６％の歪みから回復することが可能となる。これは従来のステンレス鋼を大きく上回る。

現在の製造技術では、合金組成を制御する所定のプロセス、合金の熱処理、及び歯列矯正器具の製造中に合金に加わる応力に焦点を当てている。これらのパラメータすべてが、相変態特性、即ちＳＭＡに関する温度Ａ_ｓ、Ｍ_ｓ、Ａ_ｆ、及びＭ_ｆにより定まる相変態曲線の形状を決定する。

歯列矯正器具は一般に成功を収めているが、歯列矯正器具の製造業者はその歯列矯正器具の性能を向上させる努力を続けている。この点で、歯列矯正治療における性能を向上させた超弾性及び／又は形状記憶性歯列矯正器具が依然として必要とされている。

米国特許出願公開第２０１２／０１９２９９９号明細書

本発明により、前述の欠点及びその他の欠点並びに歯列矯正ブラケットの欠点が解消する。特定の実施形態との関連で本発明を説明するが、本発明がこれらの実施形態に限定されるものではないということは理解されよう。むしろ、本発明は、本発明の趣旨及び範囲内に含まれ得るような全代替例、修正例、及び均等例を含む。

本発明の原理によると、歯列矯正器具少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金と、ベース合金組成の金属元素のうち少なくとも一つが減少した（ｄｅｐｌｅｔｅｄ）合金組成を有する処理領域と、から成る部分を備える。

一実施形態では、形状記憶合金はニッケルチタン合金（ＮｉＴｉ）であり、処理領域の合金組成は、ベース合金組成に対してニッケルが減少したものである。

一実施形態では、形状記憶合金は銅クロムニッケルチタン合金（ＣｕＣｒＮｉＴｉ）であり、処理領域の合金組成は、ベース合金組成に対して銅、ニッケル、及びチタンのうちの一つが減少したものである。

一実施形態では、形状記憶合金は銅アルミニウムニッケル合金（ＣｕＡｌＮｉ）であり、処理領域の合金組成は、ベース合金組成に対して少なくともアルミニウムが減少したものである。

一実施形態では、形状記憶合金は銅アルミニウムニッケル合金（ＣｕＡｌＮｉ）であり、処理領域の合金組成は、ベース合金組成に対して少なくとも銅が減少したものである。

一実施形態では、ベース合金組成は第１オーステナイト終端温度を有し、処理領域は第１オーステナイト終端温度より高いオーステナイト終端温度を有する。

一実施形態では、上記部分はアーチワイヤの一部、停止具（ｓｔｏｐ）の一部、フックの一部、クラウンの一部、バンドの一部、又は歯列矯正ブラケットの一部を形成する。

一実施形態では、歯列矯正器具はアーチワイヤであり、アーチワイヤは一端から他端まで測定した長さを有し、上記部分はアーチワイヤの長さ方向に沿った第１区域を含む。

一実施形態では、アーチワイヤは第２区域を形成する未処理領域を含み、未処理領域はベース合金組成を有し、第２区域は第１区域と隣り合っている。

本発明の一態様によると、歯に設置するための歯列矯正器具が提供される。歯列矯正器具は、少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成る本体部を備える。本体部は、歯を受容するための開口部を画定する頂端縁を有する側壁を含む。側壁は、ベース合金組成の金属元素のうち少なくとも一つが減少した処理領域を更に含む。

一実施形態では、本体部は、歯と接触するように構成された内面を更に備え、内面は処理領域を含む。

一実施形態では、内面の処理領域は、人間の体温又はその近傍の温度において、本体部の未処理領域より高い展延性を有する。

一実施形態では、内面の処理領域は、歯に対して押し付けられると塑性変形するように構成されている。

一実施形態では、本体部が、接着剤なしで歯に対して所定位置に留まるように構成されている。

一実施形態では、口内温度下に置かれる前、本体部の少なくとも一つの断面寸法は、歯の断面寸法より大きい。

一実施形態では、本体部は環状の断面形状を有する。

一実施形態では、本体部は、動作温度まで加熱すると、変形して拡がった状態から収縮状態へ移行するように構成されている。

本発明の別の態様によると、歯列矯正アーチワイヤを配置するための歯列矯正器具が提供される。歯列矯正器具は、少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成るＣ字状本体部を備える。Ｃ字状本体部は、アーチワイヤに係合するように構成されている。Ｃ字状本体部は、互いに対向する第１部分及び第２部分を備え、第１部分及び第２部分は、第１部分と第２部分との間に開口部を画定する。第３部分は、第１部分と第２部分との間に延在すると共に開口部と対向する。処理領域は、第１部分、第２部分、及び第３部分のうち少なくとも一つの一部を形成する。処理領域は、ベース合金組成の金属元素のうち少なくとも一つが減少している。

一実施形態では、Ｃ字状本体部は、加熱されると開位置と閉位置との間を移行するように構成されており、閉位置においては、機械的入力なしでアーチワイヤに係合するように構成されている。

一実施形態では、Ｃ字状本体部は、加熱中に機械的入力なしで開位置と閉位置との間を移行するように構成されている。

一実施形態では、処理領域は、第１部分、第２部分、又は第３部分のうち少なくとも一つの内面に沿って露出している。

一実施形態では、第１部分、第２部分、又は第３部分のうち少なくとも一つの内面は、アーチワイヤと接触すると塑性変形するように構成された少なくとも一つのリブを含む。

一実施形態では、少なくとも一つのリブは、本体部の周縁部に対して平行である。

一実施形態では、少なくとも一つのリブは、本体部の周縁部に対して横方向を向いている。

本発明の別の態様によると、アーチワイヤを歯と結合させるための歯列矯正ブラケットは、少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成るブラケット本体部を備える。ブラケット本体部は、アーチワイヤをその中に受容するように構成されたアーチワイヤスロットと、ブラケット本体部の少なくとも一部を形成する処理領域と、を含む。処理領域は、ベース合金組成の金属元素のうち少なくとも一つが減少している。

一実施形態では、ブラケット本体部は、アーチワイヤをアーチワイヤスロットに挿入可能な開位置と、アーチワイヤがアーチワイヤスロットから外れるのを一体型結紮部材が防止するように構成されている閉位置と、を有する一体型結紮部材を更に備える。歯列矯正ブラケットは自己結紮型歯列矯正ブラケットであり、一体型結紮部材は処理領域を含む。

一実施形態では、処理領域は、歯列矯正治療中に超弾性を示すように構成されている。

一実施形態では、ブラケット本体部は、歯列矯正治療中に超弾性を示さない未処理領域を含む。

一実施形態では、通常の口腔の動作温度未満の温度範囲において、処理領域は形状記憶特性を有する。

一実施形態では、ブラケット本体部は、中央部分により分離されている近心部分及び遠心部分を更に含み、近心部分、遠心部分、及び中央部分はそれぞれアーチワイヤスロットを画定する。中央部分は一体型結紮部材を含む。

一実施形態では、ブラケット本体部は、アーチワイヤスロットにより分離されている歯肉側本体部分及び咬合側本体部分を更に含む。一体型結紮部材は、歯肉側本体部分又は咬合側本体部分のうち一方のみから延在する。

一実施形態では、一体型結紮部材は、閉位置においてアーチワイヤスロットにわたって延在する第１部分と、一体型結紮クリップがブラケット本体部と共に形成されている第２部分と、第１部分と第２部分との間に設けられた第３部分とを有する一体型結紮クリップの形態であり、少なくとも第２部分は処理領域を含む。

一実施形態では、ブラケット本体部は、ブラケット本体部から延在する複数の結合ウィングを更に備える。処理領域の少なくとも一部は、各結合ウィングのうち少なくとも一つに配置されている。

一実施形態では、ブラケット本体部は複数の処理領域を含む。各領域は異なる合金組成を有し、またベース合金組成とも異なる合金組成を有する。複数の処理領域は、ブラケット本体部に加わる衝撃からの衝撃力を吸収するように構成されている。

一実施形態では、複数の処理領域はそれぞれ、口腔温度において存在するオーステナイトに対するマルテンサイトの割合が異なっており、処理領域のうち一以上の処理領域では、ブラケット本体部に加わる衝撃を受けるとオーステナイトがマルテンサイトへ相変態する。

本発明の別の態様によると、歯列矯正器具を製造する方法は、少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成る歯列矯正器具をエネルギー源に曝すステップを含む。当該方法は、エネルギー源で歯列矯正器具の表面を処理することにより、当該表面を含む領域から金属元素のうち少なくとも一つを除去し、これによりベース合金組成に対して少なくとも一つの金属元素が減少した処理領域を形成するステップを更に含む。

一実施形態では、歯列矯正器具を曝すステップは、アーチワイヤ、停止具、フック、バンド、クラウン、及び歯列矯正ブラケットから成る群のうちの一つをエネルギー源に曝す工程を含む。

本発明の別の態様によると、少なくとも二つの金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成る歯列矯正器具であって、ベース合金組成から少なくとも一つの金属元素が減少した組成を有する処理領域を含む歯列矯正器具を使用する方法は、通常の口腔温度とは異なる温度で歯列矯正器具を保存する保存ステップを含む。当該方法は、歯列矯正器具を患者の口内に装着することにより、処理領域の相分率がベース合金組成の相分率と異なるものとなる装着ステップを更に含む。

一実施形態では、上記保存ステップが、通常の口腔温度未満の温度で保存する工程を更に含む。

一実施形態では、当該方法は、上記装着ステップ後、治療中に、歯列矯正器具の温度を下降させることにより、オーステナイトに対するマルテンサイトの割合を増加させた後、低温の処理領域の一部を含む歯列矯正器具を塑性変形させるステップを更に含む。

一実施形態では、歯列矯正器具はバンド又はクラウンであり、バンド又はクラウンを歯に装着することにより処理領域が塑性変形し、当該装着部は、バンド又はクラウンと歯との間で接着剤を使わずに設けられている。

添付図面は、本明細書に組み込まれて本明細書の一部を構成し、上述の概説及び後述する詳細な説明と共に本発明の各実施形態を解説するものであり、本発明を説明する役割を果たす。

本発明の一実施形態に係る歯列矯正アーチワイヤの斜視図である。 切断線２−２に沿って切り取った図１の歯列矯正器具の断面斜視図である。 別々の処理領域又は処理区域を模式的に図示する、本発明の一実施形態に係る歯列矯正アーチワイヤの立面図である。 本発明の一実施形態に係る複数の処理領域の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）の顕微鏡写真である。 一つの処理領域又は処理区域内の複数の処理エリアを模式的に図示する、図１の丸で囲んだエリア５の斜視図である。 本発明の一実施形態に係る、丸形アーチワイヤのレーザービームで処理された領域のＳＥＭ顕微鏡写真である。 図６に示したレーザービームで処理された領域全体のアーチワイヤの合金組成の変化をグラフで図示する。 アーチワイヤの未処理領域の歪み対応力グラフである。 図８に示したアーチワイヤの未処理領域について、本発明の一実施形態に係るアーチワイヤの処理領域と比較して示した歪み対応力グラフである。 図８に示したアーチワイヤの未処理領域について、本発明の一実施形態に係るアーチワイヤの処理領域と比較して示した歪み対応力グラフである。 図８に示したアーチワイヤの未処理領域について、本発明の一実施形態に係るアーチワイヤの処理領域と比較して示した歪み対応力グラフである。 市販のアーチワイヤの二つの領域の撓み対負荷特性と比較しながら、図９、１０、及び１１に図示した応力対歪みの関係を有する処理領域それぞれの撓み対負荷特性を比較した撓み対負荷グラフである。 本発明の一実施形態に係る複数回処理後のＣｕＡｌＮｉ合金の理論的な撓み対負荷グラフである。 一実施形態に従って処理された長方形アーチワイヤについて、未処理のアーチワイヤと比較した摩擦対角度グラフである。 一実施形態に従って処理された長方形アーチワイヤについて、未処理のアーチワイヤと比較したモーメント対角度グラフである。 一実施形態に従って処理された丸形アーチワイヤについて、未処理のアーチワイヤと比較した摩擦対角度グラフである。 一実施形態に従って処理された丸形アーチワイヤについて、未処理のアーチワイヤと比較したモーメント対角度グラフである。 繰り返し引張荷重試験における、未処理のアーチワイヤについての歪み対応力グラフである。 図１６と比較した、繰り返し引張荷重における、本発明の一実施形態に従って処理されたアーチワイヤについての歪み対応力グラフである。 未処理のアーチワイヤ及び市販のアーチワイヤと比較した処理後のアーチワイヤについてのＯＳＩＭ結果のグラフを図示する。 本発明の一実施形態について、歯列弓に沿った鉛直方向の力分布を、市販のアーチワイヤと比較して模式的に図示する。 本発明の一実施形態について、歯列弓に沿った水平方向の力分布を、市販のアーチワイヤと比較して模式的に図示する。 複数の処理区域を有するアーチワイヤの一実施形態についての、区域ごとの等価応力のグラフである。 本発明の一実施形態を未処理のアーチワイヤと比較した、ニッケルイオン放出量対時間のグラフである。 本発明の各実施形態を未処理のアーチワイヤと比較した、分極ポテンシャル対電流密度のグラフである。 本発明の一実施形態に係るクラウンの形態の歯列矯正器具の斜視図である。 本発明の一実施形態に係るバンドの形態の別の歯列矯正器具の斜視図である。 開位置の状態を示した、本発明の一実施形態に係るフックの形態の別の歯列矯正器具の斜視図である。 閉位置の状態を示した、図２６のフックの斜視図である。 本発明に係るフックの一実施形態の斜視図である。 切断線２９−２９で切り取った図２８のフックの断面図である。 本発明に係るフックの一実施形態の斜視図である。 切断線３１−３１で切り取った図３０のフックの断面図である。 本発明に係るフックの一実施形態の斜視図である。 切断線３３−３３で切り取った図３２のフックの断面図である。 開放／閉鎖の様々な段階における、本発明の一実施形態に係る停止具の斜視図である。 開放／閉鎖の様々な段階における、本発明の一実施形態に係る停止具の斜視図である。 開放／閉鎖の様々な段階における、本発明の一実施形態に係る停止具の斜視図である。 切断線３５−３５で切り取った図３４Ａに示す停止具の断面図であり、本発明の実施形態に係る例示的な処理領域を図示する。 切断線３５−３５で切り取った図３４Ａに示す停止具の断面図であり、本発明の実施形態に係る例示的な処理領域を図示する。 切断線３５−３５で切り取った図３４Ａに示す停止具の断面図であり、本発明の実施形態に係る例示的な処理領域を図示する。 本発明の一実施形態に係る例示的な停止具の断面のＳＥＭ顕微鏡写真である。 本発明の実施形態に係る停止具及びフックの写真である。 本発明の一実施形態に係る停止具の写真である。 本発明の各実施形態に係るフックについての変位対力の理論的グラフである。 本発明の別の実施形態に係る自己結紮型歯列矯正ブラケットの斜視図である。 切断線４３Ａ−４３Ａで切り取った図４２の歯列矯正ブラケットの断面図であり、閉位置における一体型結紮部材を図示する。 図４３Ａと同様の図４２の歯列矯正ブラケットの断面図であるが、開位置における一体型結紮部材を図示する。 図４２の歯列矯正ブラケットの立面図である。 本発明に係る歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図である。 切断線４６Ａ−４６Ａで切り取った図４５の歯列矯正ブラケットの断面図であり、閉位置における一体型結紮部材を図示する。 図４６Ａと同様の図４５の歯列矯正ブラケットの断面図であるが、開位置における一体型結紮部材を図示する。 本発明に係る自己結紮型歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図である。 図４７の自己結紮型歯列矯正ブラケットの立面図である。 本発明に係る自己結紮型歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図である。 図４９の自己結紮型歯列矯正ブラケットの立面図である。 本発明に係る歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図であり、層状構成の複数の処理領域を図示する。 本発明に係る歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図であり、図５１の歯列矯正ブラケットとは異なる構成の複数の処理領域を図示する。 本発明に係る歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図であり、図５１及び図５２の歯列矯正ブラケットとは異なる構成の複数の処理領域を図示する。 本発明に係る歯列矯正ブラケットの一実施形態の斜視図であり、図５１〜５３の歯列矯正ブラケットとは異なる構成の複数の処理領域を図示する。

〔アーチワイヤ〕
超弾性を示す形状記憶合金（ＳＭＡ）製のアーチワイヤは、歯列矯正治療において使用するために利用可能である。現在、アーチワイヤ製造業者は、使用中に患者の歯列弓のすべての歯に加えるべき力に応じて、特定のオーステナイト終端温度Ａ_ｆを狙って得ている。Ａ_ｆを下げることにより、使用中にワイヤはより大きな剛性及び弾性を示す。Ａ_ｆを上げることにより、ワイヤはより軟質になり、より展延性を示すようになる。従って、所望のＡ_ｆを狙って得ることにより、アーチワイヤは、目標とする既知の負荷をすべての歯に対して与える性能を治療中に発揮するようになる。

長さ方向に沿って略均一に形成されるという性質を有するアーチワイヤに加えて、患者の歯列弓の異なる領域又は区域に対して異なる矯正力を加えることができるように、長さ方向に沿って性質が変わるアーチワイヤが開発されている。この目的のために、例えば異なる弾性を有する異なる区域又はセクション内で機械的性質が変わるアーチワイヤを提供しようと、ある製造業者は、異なるオーステナイト終端温度を有するワイヤの個々の各セクションを一つに接合した。別の製造業者は、アーチワイヤの長さ方向に沿ってＡ_ｆが変化するようにする部分熱処理法を開発したり、アーチワイヤの長さ方向に沿って異なる断面形状を有するアーチワイヤを製造したりした。患者の歯列弓の歯ごとの違いに対処するために利用される更に別の技術として、その歯に必要な再配置に従って個々の歯に応じた矯正力を与えるように、アーチワイヤを局所的に曲げる技術がある。これらの技術はそれぞれ、アーチワイヤの長さ方向に沿って機械的性質を変化させるものであるが、多大な負担を要するプロセスであり、そのため、一般にコスト効率が良くない。

図面、特に図１〜３を参照すると、本発明の一実施形態は、歯列矯正治療において使用するための歯列矯正アーチワイヤ１０を含む。アーチワイヤ１０は、複数の領域又は区域１２、１４、１６、及び／又は１８を含む。以下で詳細に記載するように、区域１２、１４、１６、及び／又は１８のうち任意の少なくとも二つの区域は、それらの区域によって合金組成が異なっているため、機械的性質が異なる。例えば、後方区域１２では高負荷が臼歯に加わり得るが、前方区域１８ではより低負荷が切歯に加わる。これらの区域のうち任意の少なくとも二つの区域の機械的性質は、使用中に、当該区域で対応する歯又は歯群に所定の負荷が加わるように当該区域内のＳＭＡの組成（即ち存在元素の重量パーセント）を選択的に変化させることにより、予め決定されている。その結果、区域１２、１４、１６、及び／又は１８のうち任意の二つの区域は、当該区域の全部又は一部のＡ_ｆがベース合金又はベース組成物のＡ_ｆよりも高く又は低くなるように、組成が異なっている。アーチワイヤの長さ方向に沿ってＳＭＡの組成を変化させることにより、臨床医は、異なる歯に対して異なる力を選択的に生じさせることが可能になり得る。ＳＭＡ内で異なる性質を有する異なる区域を選択的に生じさせるプロセスは、本明細書では複数記憶材料技術（Ｍｕｌｔｉｐｌｅ Ｍｅｍｏｒｙ Ｍａｔｅｒｉａｌ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ：ＭＭＭＴ）と呼ぶことがある。例えば、歯列弓に１４本の歯があると仮定すると、各アーチワイヤは、１４本の歯それぞれ又はその任意の組合せに応じた力を送達するようにカスタマイズされて製造され得る。従って、臨床医は、アーチワイヤを患者の具体的な不正咬合に合わせてカスタマイズすることができる。歯の各段階で治療をカスタマイズすることにより、臨床医は、それぞれの歯をその所望の見た目の良い位置へより迅速に持っていくことができる。

この目的のために、本発明の一実施形態によると、以下でより詳細に記載されるように、アーチワイヤ１０は、区域１２、１４、１６、及び／又は１８のうち一つ以上の区域で選択的にレーザー処理される。形状記憶材料のレーザー処理については、その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０１９２９９９号明細書（特許文献１）に記載されている。一般に、レーザービームによりＳＭＡの表面にエネルギーを加えると、ＳＭＡの化学的性質の局所的な変化を引き起こすことがある。この局所的な構成変化は、選択された一つの元素又は選択された複数の元素が除去されたり、選択された元素が添加されたりすることによって起こり得る。いずれの場合も、処理エリアにおける元素の相対原子比は、元の相対原子比から変化する。

図示された実施形態では、図２に最も明確に示されているが、歯列矯正アーチワイヤは、アーチワイヤの幅２０及び高さ２２により画成されるような長方形断面を有する。しかしながら、他のアーチワイヤ断面、例えば円形の断面形状も当該技術分野で既知であるので、本発明の実施形態が長方形断面を有するアーチワイヤに限定されるものでないことは理解されるであろう。具体的には、本発明の実施形態には丸形アーチワイヤが含まれる。

本発明の実施形態によると、アーチワイヤ１０は、ＮｉＴｉ等のＳＭＡの一体品から成る。言い換えれば、以下でより詳細に記載されるように、アーチワイヤ１０は、アーチワイヤを形成するように一つに溶接又はろう付けされたＳＭＡの個々のセクションの集合体ではない。更に、一実施形態では、アーチワイヤ１０は、一端２４から他端２６まで断面形状が均一である。例えば、アーチワイヤ１０の幅２０及び高さ２２の寸法が長方形断面形状に対応する場合、図示されているように、この幅２０及び高さ２２は一端２４から他端２６まで実質的に一定である。言い換えれば、区域１２、１４、１６、１８のうち任意の少なくとも二つの区域の間の機械的性質の違いは、ＳＭＡワイヤの個々のセクションを熱処理した後でそれらのセクションをアーチワイヤの形状に組み上げたり、長さ方向に沿ってアーチワイヤ１０の断面寸法を変えたりすることによって実現されるものではない。

本発明の一実施形態では、アーチワイヤ１０はＳＭＡから成り、領域又は区域１２、１４、１６、１８（図３）のうち一つ以上の区域内の合金組成が変化して元のベース合金組成物と異なるものとなるように処理される。例えば、図４及び図５を参照すると、一実施形態では、アーチワイヤ１０の一つ以上の区域１２、１４、１６、１８、例えば区域１２を処理するために、レーザービームが利用され得る。図４及び図５を参照すると、レーザービーム（図示せず）は、略円形の処理エリア２８が形成されるようにアーチワイヤ１０の表面上に集光され得る。アーチワイヤ１０の表面にわたってレーザービームをパルス照射することにより、処理エリア２８が繰り返し形成されると、隣り合う領域２８間に重畳エリア３０が生じ得る。単なる非限定的な例示であるが、レーザービームは、直径約５μｍ〜直径約１０００μｍ（１ｍｍ）ほどの小さなエリア２８を形成するように集光され得る。更に、図示しないが、各処理エリア２８は、アーチワイヤ１０の表面全体又は一部をカバーするように配置され得る。従って、重畳領域３０の有無にかかわらず、処理エリア２８を形成することにより、一つ以上の処理領域又は処理区域１２、１４、１６、及び／若しくは１８、又はそれらの任意の部分がアーチワイヤ１０に沿ってレーザービームで形成され得る。複数の処理領域は互いに隣り合っていてもよく、アーチワイヤ１０の未処理状態の領域（即ち、未処理領域はベース合金の組成となっている）により分離されていてもよい。

ＳＭＡのレーザービーム処理により、合金の一つ以上の構成元素を選択的に除去することができるため、処理エリア２８の合金組成が変化する。合金組成を変化させることにより、未処理のベース合金組成物に対して、処理エリアにおける局所的なＡ_ｆのシフトが実現され得る。例えば、ＮｉＴｉでは、レーザービームはニッケルを選択的に除去することができるため、元のバルク合金組成に対して、処理エリアにおける合金組成のチタンの割合が増加することになる。例えば、５０−５０ＮｉＴｉ合金からニッケルを選択的に除去すると、処理エリアにおけるチタンの重量％が５０重量％を超える合金を得ることができる。処理エリアのＡ_ｆは、バルク又はベース合金組成物に対して増加し得る。更なる例示で、ＣｕＡｌＮｉでは、レーザー処理その他の局在高エネルギーによる処理を行うと、銅及び／又はニッケルが選択的に除去されることにより、元のバルク合金組成に対して処理エリアにおける合金組成のアルミニウムの割合が増加すると考えられている。しかしながら、この合金では、処理エリアのＡ_ｆは、バルク又はベース合金組成物に対して低下し得る。更に、処理領域におけるアルミニウムの相対比は、処理領域の応力−歪み応答のプラトー応力に対応する（ｓｃａｌｅ ｗｉｔｈ）。

処理を行うと、選択された金属元素がベース合金組成物に添加されることにより、当該元素の濃度が増加し得る。これは、ベース合金組成物を選択された金属元素を含む合金で取り囲むことにより実現され得る。例えば、当該取り囲む方法としては、ベース合金に加える選択された金属元素の箔シートの間にベース合金組成物を挟む方法が挙げられる。取り囲んだ後、少なくとも選択された金属元素を選択的に昇華又はその他の方法で蒸発させるために当該箔を局所的に熱するのに、レーザーが使用され得る。その後、蒸発した元素は、レーザーにより供給された熱エネルギーの助けを借りて、ベース合金中へ拡散することができる。従って、金属元素が選択的に増加することによりベース合金組成物と異なる処理領域が形成されるように、ベース合金中で、選択された金属元素が急激に増加する。

加えて、レーザー処理は、構成金属元素のうち一つ以上の元素の昇華を引き起こすため、表面性質を向上させることができる。例えば、チタンの割合パーセントが増加すると、頑強な酸化物層の成長が誘起され得る。酸化物層が存在することによる恩恵としては、耐食性が向上する点及び／又はニッケル含有合金からニッケルが取り除かれにくくなる点が挙げられる。合金の表面化学が変化することによる他の恩恵としては、表面で沈殿剤が形成される点がある。例えば、ＮｉＴｉ合金では、ニッケルが減少すると、チタンを多く含むニッケル沈殿剤、例えばＴｉ_２Ｎｉが形成され得る。これらは、ベースＮｉＴｉ合金組成物と比べると比較的硬質である。このような沈殿剤が表面に生じると、ワイヤとブラケットとが接触する領域における拘束／摩擦ダイナミクスを抑制することができる。特にＮｉＴｉ合金について記載するが、他の合金も本発明の各実施形態に係る歯列矯正器具を製造するために利用することができる。例えば、以下に限定されるものではないが、銅ニッケルチタン（ＣｕＮｉＴｉ）、銅クロムニッケルチタン（ＣｕＣｒＮｉＴｉ）、銅アルミニウムニッケル（ＣｕＡｌＮｉ）、銅アルミニウムマンガン（ＣｕＡｌＭｎ）、銅アルミニウムベリリウム（ＣｕＡｌＢｅ）、鉄パラジウム（ＦｅＰｄ）、ニッケルマンガンガリウム（ＮｉＭｎＧａ）、及び鉄マンガンシリコン（ＦｅＭｎＳｉ）、並びに、選択された構成元素が領域又は区域から昇華又はその他の方法で除去されることにより当該領域又は区域において合金組成の局所的変化が生じ得る他の合金組成物も利用可能である。

本発明の各実施形態がより完全に理解できるように、以下の非限定的な例について説明する。

〔実施例１〕
図６に示すＣｕＮｉＴｉの丸形アーチワイヤは、所定回数のパルス照射でレーザー処理されたものである。当該ＣｕＮｉＴｉアーチワイヤのベース合金組成は、Ｃｕ５原子％、Ｎｉ４４．８原子％、Ｔｉ４９．８原子％、及びＣｒ０．２原子％であった。当該ＣｕＮｉＴｉアーチワイヤは、Ｏｒｍｃｏ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎから市販されており、Ｄａｍｏｎ Ｃｏｐｐｅｒ Ｎｉ−Ｔｉ（登録商標）として販売されていたものである。当該アーチワイヤを、ピーク出力３０％、滞留時間０．０１ミリ秒で動作するスポットサイズが５０μｍのレーザービームによるファイバーレーザーで処理した。図６に示すアーチワイヤを１パルスだけレーザー処理し、その後当該アーチワイヤを図６に示す各点においてエネルギー分散型分光器（ＥＤＳ）で分析した。ＥＤＳの情報を図７にプロットする。同様に、アーチワイヤを計３パルス、計５パルス、及び計１０パルスで処理し、それぞれに対応する追加レーザー処理についてＥＤＳで分析した。図７に示すように、概してＥＤＳ測定点３と測定点１２との間で、相対的にチタンの原子パーセントが増加し、これに対応してニッケルの原子パーセント及び銅の原子パーセントが概ね低下している。これらの相対的な変化から、ニッケル及び銅が、おそらくは昇華により、処理エリアから除去されることが示唆される。

上述のように、本発明のアーチワイヤ１０は一つ以上の区域１２、１４、１６、１８を含むことができ、これらの区間のうち任意の二つ以上の区域の間で合金組成が異なっている。これは例１に図示されており、例１において、処理エリアの合金組成は開始時の合金含有率に対してチタン含有率が概ね高くなっている。処理後、当該処理エリアの組成は隣り合う未処理エリアのいずれとも異なる組成となる。その結果、これに続く選択された区域１２、１４、１６、及び１８（図３）に対するレーザー処理により各区域のＡ_ｆが互いに異なるものとなるため、区域によって、使用中にその区域がもたらす負荷は異なるものとなる。具体的には、以下でより詳細に示すように、アーチワイヤの長さ方向に沿って合金組成が変化すると、引張試験におけるアーチワイヤ１０に負荷をかけていない状態での（ｕｐｏｎ ｕｎｌｏａｄｉｎｇ）対応する相変態プラトー応力が変化する。例えば、元のバルク合金に対して合金組成が変化すると、相変態プラトー応力が最大約７５％、最大約５０％、又は最大約２０％だけ低下し得る。相変態プラトー応力の変化は元のバルク合金の組成及び選択された処理に依存し得ることが理解される。

〔実施例２〕
次いで図３及び図８〜１１を参照すると、例１に記載したものと同じ組成を有する０．０１４インチ×０．０２５インチの長方形型ＣｕＮｉＴｉアーチワイヤの選択された区域をファイバーレーザーで処理した。区域１２は未処理のまま残した。未処理区域１２の機械的性質のデータを図８に示す。図示するように、負荷をかけていない状態における相変態プラトー応力（３０で示す）は約１７５ＭＰａを超える。

区域１４、１６、及び１８は、各区域に異なる機械的性質を与えるために、個別に異なるピーク出力のファイバーレーザーで処理した。区域１４は、ピーク出力３０％、滞留時間０．０１ミリ秒というスケジュールでスポットサイズ５０μｍのレーザービームによるファイバーレーザーで処理した。図９は、区域１４の処理後の機械的性質のデータを図示する。図示されるように、負荷をかけていない状態における相変態プラトー応力（３２で示す）を測定すると、約１５０ＭＰａ±２０ＭＰａである。よって、処理後、区域１４は、３０で示す未処理領域の相変態プラトー応力に比べて低い相変態プラトー応力を示す。図３及び図１０を参照すると、区域１６は、区域１４の処理と同様に、ただしピーク出力を４０％として、ファイバーレーザーで処理した。図１０は、上記処理後の区域１６の機械的性質のデータを図示する。図示されるように、負荷をかけていない状態における相変態プラトー応力（３４で示す）は約１００ＭＰａ±２０ＭＰａである。よって、処理後、区域１６は、３０で示す未処理区域１２及び３２で示す区域１４（図９に図示している）それぞれの相変態プラトー応力に比べて低い相変態プラトー応力を示す。次いで図３及び図１１を参照すると、区域１４及び１６の処理に関して上述したように、ただしピーク出力６０％で、区域１８をファイバーレーザーで処理した。図１１は、レーザー処理後の区域１８の機械的性質のデータを図示する。図示されるように、負荷をかけていない状態における相変態プラトー応力（３６で示す）は約５０ＭＰａ±２０ＭＰａである。よって、処理後、区域１８は、３０で示す未処理区域１２、３２で示す区域１４（図９に図示している）、及び３４で示す区域１６（図１０に図示している）それぞれの相変態プラトー応力に比べて低い相変態プラトー応力を示す。

例２（上記）による多区域式アーチワイヤを、ＧＡＣ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ，Ｉｎｃ．からＢｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）として販売されている市販のアーチワイヤと比較した。Ｂｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤは（ＣｕＮｉＴｉではなく）ＮｉＴｉ製のアーチワイヤであった。図１２に図示するように、各アーチワイヤ上の異なる区域について、インストロン機で３点曲げ試験を行った。図示されるように、臼歯用と小臼歯用とでＢｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤのプラトー応力に小さな違いはあるものの、例２による処理後のアーチワイヤでは、機械的性質がＢｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤよりに広範囲にわたる。

別の実施形態では、ＣｕＡｌＮｉ合金アーチワイヤの個々の区域は、各区域の機械的性質が異なるものとなるように、異なるピーク出力のファイバーレーザー等のレーザーで処理することができる。このレーザー処理は上述のものと同様であってよい。このＣｕＡｌＮｉの処理により、銅対ニッケルの比率、アルミニウム対ニッケルの比率、及び銅対アルミニウムの比率のうち一つ以上が変化するように、銅及びニッケルのうち一方又は両方が選択的に除去されると考えられる。その結果、処理領域におけるアルミニウムの相対比は増加し得る。この場合、構成元素を異なる比率で含有するアーチワイヤ上の異なる区域の機械的性質のデータは、図１３に図示したものと同様のものとなり得る。

理論により拘束されるものではないが、この理論的な説明では、各処理区域から銅及び／又はニッケルを除去すると、当該区域の相変態温度が元の組成に対して下降し得ると考えられている。言い換えれば、特定区域の相変態温度が下降すると共に、当該区域のアルミニウムの濃度が元の組成に対して増加し得る。

加えて、例えば、図１３を参照すると、ＣｕＡｌＮｉ合金の元の組成の応力−歪み曲線は曲線４０のようになり得る。銅及び／又はニッケルが除去される処理により処理エリアにおけるアルミニウムの相対比が増加し、当該処理後、応力−歪み曲線は曲線４２のようになり得る。非限定的な例として、除去される銅及び／又はニッケルの重量パーセントは約０．０１％〜約１％であってよい。より銅又はニッケルが除去される追加処理により処理エリアにおけるアルミニウムの相対比が曲線４２の場合の相対比に対して増加し、当該追加処理後、応力−歪み曲線は曲線４４のようになり得る。これは、処理により低下が観測されるＮｉＴｉとは対照的である。有利には、ＣｕＡｌＮｉ合金ベースの多力式（ｍｕｌｔｉｆｏｒｃｅ）アーチワイヤであって、ベース組成に対してアルミニウムが増加している区域を有するアーチワイヤを作製することができる。処理区域では、ベース組成に対して応力−歪み応答が予測可能な程度に増加し得る。

要約すると、ＣｕＡｌＮｉ合金を処理することによる効果は、処理区域における歪みの増加に対応して応力の大きさが増加することであり得る。処理エリアにおける合金のアルミニウム含有量が相対的に増加することは、Ａ_ｆが下降することからわかる。この関係は、少なくともアルミニウム含有量の少量（即ち１重量％未満）増加に対しては線形であり得る。例えば、処理によりアルミニウム含有量が増加すると、プラトー応力が約−２．２ＭＰａ／℃でシフトすると共に、アルミニウム増加率１パーセントごとにプラトー応力が約３０５ＭＰａ増加し得る。処理による別の効果として、微細構造の変化が起こり得る。単結晶ＣｕＡｌＮｉ合金では、処理により多結晶ＣｕＡｌＮｉ合金が形成され得る。多結晶合金は、一般に単結晶合金より固い。

〔実施例３〕
次いで図１４Ａ、１４Ｂ、１５Ａ、及び１５Ｂを参照すると、例１と同じ組成を有する別のＣｕＮｉＴｉアーチワイヤを例２に記載のプロセスに従って処理した。一組のアーチワイヤは０．０１８インチ×０．０２５インチの長方形アーチワイヤとし、別組のアーチワイヤは直径０．０１８インチの丸形アーチワイヤとした。図１４Ａ及び１４Ｂの「長方形型ＦＸ」グラフに示されるように、例２と同様、処理により、平均プラトー応力は同様の５０ＭＰａ、１００ＭＰａ、及び１５０ＭＰａとなった。これらはそれぞれ、長方形アーチワイヤについての記号「Ｓ＿５０」、「Ｓ＿１００」、及び「Ｓ＿１５０」に対応する。また、「Ｓ＿Ｂａｓｅ」は未処理のベースアーチワイヤ材料を表す。図１５Ａ及び１５Ｂの「丸形ＦＸ」グラフに示されるように、例２と同様、処理により、平均プラトー応力は同様の５０ＭＰａ、１００ＭＰａ、及び１５０ＭＰａとなった。これらはそれぞれ、丸形アーチワイヤについての記号「Ｒ＿５０」、「Ｒ＿１００」、及び「Ｒ＿１５０」に対応する。また、「Ｒ＿Ｂａｓｅ」は未処理のベースアーチワイヤ材料を表す。

処理後の各アーチワイヤについて、アルバータ大学にて摩擦試験用アセンブリで摩擦試験を行った。当該摩擦試験は、歯列矯正ブラケットを通して短いアーチワイヤを引っ張る工程から成る。当該アーチワイヤは、プログラマブルリニアマイクロアクチュエータの端部に載置されたクランプアセンブリに保持される。リニアアクチュエータは、所定距離ごとに所定の一定スピードだけ加速して動くようにプログラムした。

歯列矯正ブラケットを６軸式ロードセルに接続された回転ステージに結合した。アーチワイヤを引っ張る方向に対して所定角度をなす方向へステージを回転させることにより、ブラケットとアーチワイヤとの間で具体的な角度方向を定め、当該角度方向に置いて、ワイヤをブラケットを通して引っ張った。当該回転角度は、ブラケットがアーチワイヤに対して傾く（２次回転）のをシミュレーションするように設計されたものである。

リニアアクチュエータによりブラケット本体部を通してアーチワイヤを引っ張った際の力及びモーメントを記録するために、高速データ取得システムによりロードセルからデータを取得した。力のうち、アーチワイヤ運動方向における力成分（図１４Ａ及び１５Ａの「ＦＸ（Ｎ）」）並びに引張方向に対して垂直方向の周りのブラケットのモーメント（図１４Ｂ及び１５Ｂの「ＭＹ（Ｎ．ｍｍ）」）を測定した。当該摩擦装置では、以下のパラメータを設定した。
データ取得速度：２０００Ｈｚ；
チャンネルサンプリング数：非移動平均４００サンプル；
ワイヤ速度：０．０５ｍｍ／ｓ；
ワイヤ増分：０．５ｍｍ；
全ワイヤ距離：２．５ｍｍ；
角度増分：２°；
運動角度範囲：０°、２°、４°、６°、８°（図１４Ａ、１４Ｂ、１５Ａ、及び１５Ｂの「角度（°）」）

引っ張る長さの各増分は、当該増分長さが例２に記載されたような処理後のアーチワイヤ上の処理区域のうち少なくとも一つの区域全体にわたるように選択した。

図１４Ａ、１４Ｂ、１５Ａ、及び１５Ｂに図示するように、処理後のアーチワイヤについて観測された力及びモーメントは、一般に「Ｓ＿Ｂａｓｅ」及び「Ｒ＿Ｂａｓｅ」で表されるベース合金組成物より小さかった。また、処理後の合金組成物とベース合金組成物（即ち未処理の合金）との差は、角度が大きくなるとより顕著になった。このデータから、アーチワイヤの相変態プラトー応力が変化することに加えて、組成が変化すると、処理面でのブラケットとアーチワイヤとの間の摩擦が小さくなることが示唆される。

〔実施例４〕
同様に、別の４本のＣｕＮｉＴｉアーチワイヤを、例２で「５０ＭＰａ」相変態プラトー応力について記載された手順に従って処理した。即ち、ピーク出力６０％、スポットサイズ５０μｍ、滞留時間０．０１ミリ秒のファイバーレーザーで処理した。当該アーチワイヤは、０．０１４インチの丸形アーチワイヤ（下記表の「１４丸形」）、０．０１８インチの丸形アーチワイヤ（下記表の「１８丸形」）、０．０１４インチ×０．０２５インチの長方形アーチワイヤ（下記表の「１４長方形」）、及び０．０１８インチ×０．０２５インチの長方形アーチワイヤ（下記表の「１８長方形」）とした。

アーチワイヤのそれぞれを、インストロン試験機で人工唾液中の三つのオフセットブラケットを通して引っ張った。試験のセットアップでは、３５℃の合成唾液のボウル中で、三つのブラケットの組のうち中央の歯列矯正ブラケットを残りの二つのブラケットの列から１ｍｍだけ水平方向にオフセットした。アーチワイヤをブラケットのそれぞれに受動的に結紮した後、ブラケットを通して引っ張った。ワイヤを引っ張る力を測定し、移動距離１１ｍｍにわたって平均を取った。ブラケットスロット寸法は、０．０２２インチ×０．０２８インチ×０．１１５インチとした。

レーザー処理後の全アーチワイヤが、ベース合金組成物に対して、より大きな拘束力の低下を示した。

〔実施例５〕
０．０１８インチ×０．０２５インチのＣｕＮｉＴｉアーチワイヤを、レーザービームスポットサイズ５０μｍ、スケジュール０．０１ミリ秒、ピーク出力３５％のファイバーレーザーで処理した。処理後のアーチワイヤ（図１７において「３５％Ｐ−１０μｓ」で示す）及び同じ組成の未処理のアーチワイヤ（図１６において「０１８×０２５−ＢＭ」で示す）に対して、レーザー処理によりベース金属組成に対して疲労抵抗が劣化するかどうかを判断する目的で、引張試験を１０回繰り返した。

図１６は、未処理のベース合金組成に対する繰り返し荷重の結果を図示する。図１７は、レーザー処理後の合金組成に対する繰り返し荷重の結果を図示する。図１６を図１７と比較することにより、試験結果から、レーザー処理を行ってもベース合金組成物の機械的性質の繰り返し特性の疲労又は劣化は起こらないことが示唆される。

〔実施例６〕
例５の０．０１８インチ×０．０２５インチのアーチワイヤを、アルバータ大学で開発された歯列矯正シミュレーター（ＯＳＩＭ）で使用した。ＯＳＩＭの結果を図１８に示す。図では、「力の絶対限界（Ｎ）」（Ａｂｓｏｌｕｔｅ Ｆｏｒｃｅ Ｌｉｍｉｔｓ）が、凡例の「力の平均位置」（Ａｖｅｒａｇｅ Ｆｏｒｃｅ Ｌｏｃａｔｉｏｎ）に示す様々な位置においてアーチワイヤにより歯に加わる力に対応する。特に、各アーチワイヤについて、歯列弓の中央（切歯）位置を１−１で示し、小臼歯（ｂｉｃｕｓｐｉｄ）（犬歯）位置を１−３で示し、小臼歯（ｐｒｅｍｏｌａｒ）位置を１−５で示す。また、図１８は測定された力の方向を示す。即ち、「ＶＥＲＴＩＣＡＬ」は咬合−歯肉方向において測定された力を指し、「ＨＯＲＩＺ ＯＵＴ」は外側方向（唇方向）において測定された力を指し、「ＨＯＲＩＺ ＩＮ」は内側方向（舌方向）において測定された力を指す。

ＭＭＭ処理された０．０１８インチ×０．０２５インチのアーチワイヤを例２に従って処理した。各アーチワイヤは、プラトー応力が５０ＭＰａ、１００ＭＰａ、及び１５０ＭＰａの領域又は区域を含むものであった。ＯＳＩＭ試験中、５０ＭＰａ領域は１−１に、１００ＭＰａ領域は１−３に、１５０ＭＰａ領域は１−５に位置合わせした。

ＭＭＭ処理されたアーチワイヤのＯＳＩＭ試験の結果を、市販のアーチワイヤに対して同じ配置で行った試験から同様に得られた結果と比較した。具体的には、図１８において、ＭＭＭ処理されたアーチワイヤが、処理していない市販のＣｕＮｉＴｉアーチワイヤ（即ち「元のＯｒｍｃｏワイヤ（１８×２５）」）、Ｂｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤ、及びＵｌｔｉｍａｔｅ Ｗｉｒｅｆｏｒｍｓ，Ｉｎｃから市販されているＧｒａｄｉｅｎｔ ３アーチワイヤと比較されている。Ｂｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤ及びＧｒａｄｉｅｎｔ ３アーチワイヤはそれぞれＮｉＴｉ合金であった。

各バーの相対高さは、力測定方向におけるアーチワイヤの相対的な力勾配能力を表す。一般に、個々の各力測定方向でバーが大きいほど、また、各力測定方向でバーが互いに重なっているほど、アーチワイヤの臨床能力は高い。図１８にプロットされた力勾配の顕著な違いは、ＭＭＭ処理されたアーチワイヤが、各測定方向において一貫して中央位置（１−１）と小臼歯位置（１−５）とから等距離の力を与えていたことである。それに対し、Ｇｒａｄｉｅｎｔ ３及びＢｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤでは、犬歯位置（１−３）及び中央位置（１−１）での力が互いに非常に近かった。これは、小臼歯の前でアーチワイヤに沿って力が急激に増加することを示唆する。

次いで図１９及び図２０を参照すると、Ｂｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤ及びＧｒａｄｉｅｎｔ ３アーチワイヤの性能を本発明の一実施形態に係るＭＭＭ処理されたアーチワイヤと別視点から比較するのを容易にするために、図１８にプロットされたＯＳＩＭデータが模式的に図示されている。

図１９及び図２０それぞれに模式的に示されているように、ＭＭＭ処理されたアーチワイヤでは、Ｇｒａｄｉｅｎｔ ３及びＢｉｏｆｏｒｃｅ（登録商標）アーチワイヤそれぞれと比較すると、アーチの長さに沿って力が徐々に低下している。ＭＭＭ処理されたアーチワイヤでは、発生する力が臼歯で最大となり、前歯に加わる力は徐々に低下している。

〔実施例７〕
例６の０．０１８インチ×０．０２５インチのＣｕＮｉＴｉアーチワイヤに対して腐食性能評価を行った。この試験では、アーチワイヤからのニッケルイオンの浸出を、体温で保温した人工唾液溶液中で７日の期間にわたって測定した。誘導結合プラズマ発光分光（ＩＣＰ−ＯＥＳ）システムを使用して、１週間の試験中に所定期間で溶液中のニッケルイオンの量を検出した。各アーチワイヤについてのニッケルイオンの量を図２２に示す。

０．０１８インチの丸形ワイヤについては、ニッケルイオン濃度がＩＣＰ−ＯＥＳの検出レベルを下回っていた。０．０１８インチ×０．０２５インチのアーチワイヤはそれぞれ、元の未処理アーチワイヤ及びＭＭＭ処理されたアーチワイヤのいずれも、検出可能な量のニッケルイオンを放出した。図示されるように、ＭＭＭ処理されたワイヤでは、元の未処理アーチワイヤから放出されたニッケルの量に対して、人工唾液溶液中のニッケルイオン濃度の量が増加していない。

ニッケルイオン放出試験に加えて、元の未処理の０．０１８インチ×０．０２５インチのアーチワイヤ及びＭＭＭ処理された０．０１８インチ×０．０２５インチのアーチワイヤそれぞれに対して、人工唾液中で繰り返し分極試験を行った。試験結果を図２３に示す。

図２３を参照すると、ＭＭＭ処理されたアーチワイヤでは、腐食ポテンシャルが目に見えて増加した。これは、表面の反応性が全体的に低下したこと、又はＭＭＭ処理されたアーチワイヤの耐食性が高まったことを示唆する。理論により拘束されるものではないが、表面のレーザー処理により、表面のニッケル濃度が低下する一方で、表面保護酸化物（例えばＴｉＯ_２）コーティングが形成されるものと考えられる。

別の実施形態では、図２１を参照すると、歯列矯正アーチワイヤ５０は、例えばベース組成がＮｉＴｉ合金又はＣｕＮｉＴｉ合金で、複数の領域又は区域５２、５４、５６、５８、６０、６２、及び６４を含む。区域５２、５４、５６、５８、６０、６２、及び６４はそれぞれ、合金組成が異なっているため、機械的性質が異なっている。例えば、後方区域５２では臼歯に高応力が加わり得る一方、前方区域６４では切歯に低応力が加わり、区域５４〜６２では後方区域５２と前方区域６４との間で応力が生じる。各区域の機械的性質は、使用中に当該区域で所定の応力が対応する歯又は歯群に加わるように、当該区域内のＳＭＡの組成（即ち存在元素の重量パーセント）を選択的に変化させることにより、事前に決定されている。この実施形態では、区域５２、５４、５６、５８、６０、６２、及び６４はそれぞれ、当該区域の全体又は一部のＡ_ｆがベース合金又はベース組成物のＡ_ｆから予想通りに上昇又は下降するように、組成が異なっている。

その結果、一実施形態によると、歯列矯正治療中にアーチワイヤ５０を固定する各歯は所定の目標応力を受け得る。この目標応力は、患者の生体構造に合わせて計算することにより、及び／又は臨床医の経験に基づいて、事前に決定され得る。アーチワイヤ５０の長さ方向に沿ってＳＭＡの組成を変化させることにより、臨床医がアーチワイヤ５０に沿った区域内の異なる歯に対して異なる力を選択的に加えることが可能になるため、特定のアーチワイヤ上の位置により各歯又は各歯群に所望の応力を狙い通りに加えることが可能になる。

例えば、Ｄａｍｏｎ０．０１４丸形ＣｕＮｉＴｉアーチワイヤを、下記表に従って個々の処理区域に力を加えることができるように処理することができる。

一般に、表にはアーチワイヤ５０によりもたらされる、下側アーチについての具体的な力が列記されている。これらの力は、アーチ上の特定の位置における特定の歯についての目標応力に基づいて計算されている。一方、目標応力を使用して当該区域におけるアーチワイヤの所望の弾性係数（Ｅ）を計算することもできる。この計算はＩＢＤが等しいということに基づいている。弾性係数（Ｅ）に基づき、区域ごとに（即ち、区域５２〜６４のうち任意の単一区域において）どの程度の処理を行うかを事前に決定することができる。ブラケット間距離（ＩＢＤ）が変化すると、特定区域で必要とされる力も変化することが知られているため、力／応力計算にはＩＢＤの変化も含めることができる。

従って、一方は上側アーチ用で一方は下側アーチ用である一対のアーチワイヤを用意することがある。各アーチワイヤは、特定区域において目標の力が歯に加わるように、当該特定区域に上記表に記載されたような所望の応力が加わるように処理され得る。一実施形態では、各歯根（即ちＰＤＬ）は略等しい応力を受け得る。

〔クラウン及びバンド〕
臨床医は、クラウン又はバンドを使用して歯列矯正器具を患者の歯列に取り付けることができる。通常、クラウン及び／又はバンドは、歯の表面に正確に合致するように、患者の歯の一部の金型から作成される。クラウン又はバンドを歯に保持するために、歯とクラウン又はバンドとの間で接着剤等の結合剤を使用する。クラウン又はバンドと歯との間の結合部の質は、接着剤を付与して歯列矯正器具を歯に装着する人の技能に依存するものであるため、当該結合部が装着部の弱点となることが多い。装着がうまく機能しなくなる場合、障害発生部は当該結合部であることが多い。よって、クラウン及び／又はバンドの装着部における結合障害が発生する可能性を低下させる必要がある。

本発明の実施形態によると、ＭＭＭＴを利用することにより、結合剤の使用を減らしたり不要としたりすることができるため患者の体験を改善することができ、患者が歯科矯正医院で過ごす時間を抑えることができ、一般に臨床医及び患者の時間を節約することができる。

この目的のために、図２４を参照すると、本発明の一実施形態に係る歯列矯正器具はクラウン１１０を含む。クラウン１１０は、上述のようなＳＭＡから成る本体部１１２を含む。本明細書の記載においては、「から成る（ｍａｄｅ ｏｆ）」は、本体部１１２全体がＮｉＴｉ及びＣｕＮｉＴｉ等のＳＭＡのみからなることを意味する。本体部１１２は本質的に、側壁１１４及び冠状部１１６を有するように形成されたＳＭＡのシェルとすることができる。シェルの冠状部１１６は、患者の歯冠部の形状を模倣した構成とすることができる。側壁１１４は、本体部１１２の周縁の周りで連続的なものとすることができ、頂端縁１１８を側壁１１４の終点とすることができる。また側壁１１４は、患者の歯又は患者の歯列弓に取り付けられた他の構造を受容するための開口部１２０を画定する。図示されるように、開口部１２０は、側壁１１４及び冠状部１１６により画定されたキャビティと連通している。本体部１１２は、クラウン１１０が歯に配置されたときに歯と接触し得る内面１２４を含む。一実施形態では、内面１２４が上述のようなレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理されることにより、処理領域１２６が画定される。処理領域１２６は、表面に作用したレーザービームにより形成された処理エリア又は処理スポットを有し得る。当該処理エリアは例えば重畳エリア３０の有無にかかわらず処理エリア２８（図５に示す）である。従って、処理領域１２６は、合金組成がＳＭＡのベース合金組成物と異なる場合がある。具体的には、処理領域１２６の合金組成は、上述のように、構成金属元素のうち一つ以上が相対的に不足することによって異なるものとなり得る。内面１２４は処理領域１２６を含むが、当該処理領域１２６は、クラウン１１０の内面１２４及び外面の一部を形成するように、表面を越えて本体部１１２内へ所定深さまで延在するか又はクラウン１１０のシェルの厚さ方向全体に延在することができるということが理解されよう。

処理領域１２６はベース合金組成とは異なる化学組成を有するものであるため、異なる材料特性を示す。一実施形態では、バルク合金組成物のＡ_ｆに対して処理領域１２６でＡ_ｆが上昇している。処理領域１２６のＡ_ｆは、通常の人間の中核体温である９８．６°Ｆ未満とすることができ、典型的な口内温度である９８．２°Ｆ未満とすることもでき、これらの温度それぞれが通常日常的に変動する範囲を考慮して、最低中核体温又は最低口内温度未満とすることもできる。引き続き図２４を参照すると、一実施形態では、処理領域１２６は内面１２４の一部のみを画定し得る。例えば、内面１２４は、ＳＭＡの一つ以上の未処理領域１２８により分離された一つ以上の処理領域１２６を含み得る。「未処理領域」とは、クラウン１１０のうち、上記何らかの形のエネルギーで処理されていない部分である。従って、未処理領域１２８の合金組成はベース合金組成物の合金組成であってよい。あるいは、一実施形態では、図示しないが、処理領域１２６が内面１２４全体を形成し、外面１３０は未処理のままとされる。

上述のように、クラウン１１０は臼歯、小臼歯その他の歯に配置するのに適しており、上顎の歯又は下顎の歯に配置したり、上顎の歯又は下顎の歯の代わりに使用したりすることができる。しかしながら、当業者であれば、クラウン１１０が、犬歯や切歯といった他の歯に配置したりこれらの歯を置き換えたりすることができるように構成され得るということを認識するであろう。更に、本明細書に記載されるようなクラウン１１０は、歯列矯正ブラケット等の歯列矯正器具を受容するように構成され得る。あるいは、クラウン１１０は、例えば欠けた歯やヒビが入った歯があって、患者の歯列に対して回復処置又は矯正処置を行う必要がある場合に使用され得る。

装着中、臨床医はクラウン１１０を変形させることができる。具体的には、クラウン１１０を患者の口に挿入する前に必要に応じて開口部１２０を拡げることにより、クラウン１１０を変形させる。歯又は患者の口内の他の構造体に被せて配置されると、クラウン１１０は、例えば室温から患者の体温まで温められる。いくつかの例では、臨床医はまず、変形させる前にクラウン１１０を室温未満の温度まで冷却することができる。例えば、室温がＡ_ｓより高い場合、当該冷却には、変形前にクラウン１１０の温度をＡ_ｓより低温まで下げることが含まれ得る。いずれの場合も、クラウン１１０は、患者との接触により、通常の口腔温度未満の温度、場合によってはＡ_ｓ未満の温度から患者の口の温度（即ち、通常の口腔温度）まで加熱される。通常の口腔温度は、ベース合金組成物のＡ_ｆとほぼ同じ温度又はＡ_ｆより高温であり得る。

加熱中、クラウン１１０は、クラウン１１０が配置される構造体と一以上の次元において合致するか又はそれより若干小さくなるように、その形状記憶特性により元の形状を回復する。よって、クラウン１１０が患者の体温まで温まるにつれて、歯構造に加わる圧縮力又はクランプ力は増大し得る。このクランプ力は、結合性接着剤が必要なくなるほど十分なものとすることができる。従って、一実施形態では、クラウン１１０の装着は接着剤を用いずに行うことができる。

加えて、一実施形態では、処理領域１２６に係るＡ_ｆの上昇に伴って体温下での展延性が相対的に増加するため、処理領域１２６において当該構造体とクラウン１１０との間で面と面との接触が増えることがある。一実施形態では、処理領域１２６のＡ_ｆはベース合金組成物のＡ_ｆよりも高い。処理領域１２６のＡ_ｆがベース合金組成物のＡ_ｆと比較して相対的に高い場合、処理領域１２６では、通常の口内温度において、ベース合金組成物に対して相対的に含有マルテンサイトの割合が大きくなることが理解されよう。一般に、マルテンサイトの量が相対的に多いと処理領域１２６の展延性が増加し、これにより、その内面が、圧縮力下で、場合によっては変形することによって、より緊密に歯構造と合致することができるようになり得る。

次いで図２５を参照すると、歯列矯正器具の別の実施形態において、バンド１３２は、冠状縁１３８及び頂端縁１４０それぞれの間の側壁１３６により画成された本体部１３４を有する。図示されるように、本体部１３４は略円環形状を有し、図示される典型的な実施形態では円筒形状を有する。しかしながら、本体部１３４は、よりしっかりと歯の形状に合致するものとしてもよく、従って必ずしも本体部１３４が規則的な環状構成を有する必要はないということが理解されよう。具体的には、本体部１３４は不規則な環状構成を有してもよい。

引き続き図２５を参照すると、本体部１３４は開口部１４２を含む。当該開口部１４２は、冠状縁１３８と頂端縁１４０との間に画定されており、バンド１３２が患者の歯に配置されると当該歯を受容するように構成されている。側壁１３６は、バンド１３２が歯に配置されたときに歯と接触する内面１４４と、外面１４７と、を含む。上述のクラウン１１０と同様、内面１４４はレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理され、これにより、ベース合金組成物に対して金属元素のうち一つ以上が不足した処理領域１４６が画成される。図示される典型的な実施形態では、処理領域１４６は内面部分１４４全体を覆っており、一方で外面１４７は未処理のままである。しかしながら、内面１４４の一部のみが処理領域１４６を含んでいてもよいことは理解されよう。当業者であれば、処理領域１４６が特定の深度だけ本体部１３４内で外面１４７側へ延在していてもよいということを理解するであろう。

上述のクラウン１１０の処理領域１２６と同様、処理領域１４６はベース合金組成とは異なる合金組成を有するため、上述のように異なる材料特性を有する。即ち、レーザービーム等、何らかの形のエネルギーでＳＭＡを処理することにより、処理領域１４６においてベース合金組成物に対して少なくとも一つの金属元素が不足するように、ベース合金組成物から一つ以上の構成元素を選択的に除去することができる。その結果、処理領域１４６では、転移温度（即ち、Ｍ_ｓ、Ｍ_ｆ、Ａ_ｆ、及びＡ_ｓ）のうち一つ以上がベース合金組成物に対してシフトし得る。一実施形態では、少なくとも処理領域１４６のＡ_ｆはベース合金組成物のＡ_ｆよりも高い。

クラウン１１０の装着に関して上述したように、バンド１３２を歯に装着する間、バンド１３２は患者の身体で加熱される。バンド１３２を患者の体温まで加熱することには、略室温の温度から患者の体温までバンド１３２を加熱することが含まれ得る。これは、臨床医が室温で保存されていたパッケージからバンド１３２を取り外して、当該バンド１３２を患者の口内へ装着するという状況等である。より具体的には、バンド１３２を加熱することには、室温より低い温度から患者の体温まで加熱することが含まれ得る。これは、バンド１３２を患者の口内へ装着する前、臨床医が、冷蔵庫又はバンド１３２を室温未満の温度まで冷却する他の電化製品にバンド１３２を保存している状況等である。

いずれの場合も、バンド１３２、特に処理領域１４６は、患者の口内の温度未満の温度で高い展延性を示し得る。体温未満の温度、例えば室温で、臨床医は、バンド１３２が歯にフィットするようにバンド１３２を変形させて開口部１４２を拡げることができる。言い換えれば、バンド１３２の展延性により、臨床医は、バンド１３２を歯に配置するために、側壁１３６、特に処理領域１４６を本質的に延伸させ、その他の方法でその形状を操作することができるようになる。バンド１３２を歯に配置して口内温度まで加熱すると、ＳＭＡの形状記憶特性によりバンド１３２が元の形状に戻り、これによって、よりしっかりと歯の形状に合致することになる。特に、口内温度まで加熱されると、バンド１３２は元の構成を回復し得る。

バンド１３２の形状記憶特性に起因する圧縮力により、バンド１３２を患者の歯に固定するのに十分なクランプ力が生じ得る。具体的には、バンドの温度が上昇するにつれて変形したバンド１３２が元の形状を回復し、この回復には、歯に圧縮力が加わるように、開口部１４２の大きさ又はバンド１３２の一以上の次元における大きさが減少することが含まれ得る。

これに加えて、又はその代わりに、ベース合金組成物のＡ_ｆと比較してＡ_ｆが相対的に上昇したため処理領域１４６の展延性が相対的に増加し、これによりバンド１３２を歯に固定することができる。処理領域１４６では、口内温度において、ベース合金組成物におけるマルテンサイトの割合より含有マルテンサイトの割合が大きいことが理解されよう。内面１４４におけるマルテンサイトの割合が大きくなると、形状記憶作用による圧縮負荷の下で、少なくとも処理領域１４６では塑性変形が起こりやすくなり得る。内面１４４の変形により、内面１４４と歯の表面との接触がより緊密になる。バンド１３２のこれらの有利な特徴により、バンド１３２を歯に接着固定するのに接着剤等の結合剤の使用が不要となり得る。従って、一実施形態では、臨床医は、装着部が接着剤を含まないように、接着剤を使わずにバンド１３２を装着することができる。

〔停止具及びフック〕
歯列矯正用停止具及び歯列矯正用フックは、金属から成るものであることが多い。装着中、これらをアーチワイヤに圧着することができる。しかしながら、時間が経つと、展延性のために金属が弛緩してくる。その結果、停止具又はフックをアーチワイヤに保持する力が弱まり、これにより、停止具又はフックが部分的に又は完全にアーチワイヤから外れてしまう。この状態では、停止具又はフックが機能しなくなり、臨床医の介入が必要となる。よって、停止具及びフックを、歯列矯正治療の間、より完全に所定位置に固定した状態で保つ必要がある。

ここで図２６及び図２７を参照すると、歯列矯正器具の別の実施形態が図示されている。具体的には、アーチワイヤ（図示せず）に配置するための歯列矯正用停止具１５０は、ＳＭＡから成るＣ字状本体部１５２を含む。本体部１５２は長手軸１６２を画定する。本体部１５２は、対向する第１側１５４及び第２側１５６又は第１部分１５４及び第２部分１５６を含み、それぞれ対向するレッジ又はリップ１５８、１６０を有する。対向する第１部分１５４と第２部分１５６との間に、開口部１６４が画定される。従来技術で既に知られているように、この開口部１６４により、当該開口部１６４を通して挿入されたアーチワイヤを、装着中、軸１６２と略一致させることが可能になる。よって、装着中、アーチワイヤがリップ１５８とリップ１６０との間を通ることができるようにリップ１５８をリップ１６０から更に離隔することにより、開口部１６４の大きさを拡げることができる。本体部１５２は、第１部分１５４と第２部分１５６との間で延在すると共に開口部１６４に対向する第３側又は第３部分１６６を更に含む。Ｃ字状本体部１５２は、外面１６８及びアーチワイヤと摩擦係合するように構成された内面１７０を有する。本発明の各実施形態は図示されるＣ字状本体部１５２に限定されず、本体部１５２が他の断面形状を有してもよいということは理解されよう。例えば、Ｃ字状本体部１５２の断面形状は、対応するアーチワイヤ（図示せず）の形状に依存するものとすることもでき、その点では、本体部１５２は略円形の断面形状を有してもよい。図示されるように、一実施形態では、停止具１５０はフック１７２を含み得る。当該フック１７２は、歯列矯正用弾性部材、補助デバイスその他の従来既知の歯列矯正器具又は歯科用器具のための基準点を設けるために使用することができる。フック１７２はＳＭＡから成るものとすることができるが、他の材料から成るものとしてもよい。フック１７２は、半田付け、結合剤その他の方法で本体部１５２に固定することができる。

図示される実施形態では、第１部分１５４、第２部分１５６、第３部分１６６はそれぞれ外面１６８を画定し、当該外面１６８はこれらに対応する外面部分１６８ａ、１６８ｂ、及び１６８ｃを含む。同様に、第１部分１５４、第２部分１５６、及び第３部分１６６はそれぞれ内面１７０を画定し、当該内面１７０は、これらに対応する内面部分１７０ａ、１７０ｂ、及び１７０ｃを含む。一実施形態では、内面１７０の一部は、上述のようにレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理されて、処理領域１７３が画定される。図２６及び図２７に示すように、処理領域１７３は、内面１７０全体を覆うか、又は内面１７０全体と同一の外延を有することができる。あるいは、処理領域１７３は、内面部分１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃのうち一以上と同一の外延を有してもよい。よって、処理領域１７３は、第１内面部分１７０ａ、第２内面部分１７０ｂ、及び第３内面部分１７０ｃのうちいずれかの内面部分のみ又はその組合せに沿って配置することができ、必ずしも内面１７０と同一の外延を有する必要はない。例えば、内面部分１７０ａ及び１７０ｂそれぞれであって、内面部分１７０ｃを含まない部分が、処理領域１７３を形成してもよい。処理領域１７３の他の構成及び位置も可能であり、本明細書に開示されるような、本体部１５２の内面に沿った位置のみに限定されるものではない。また、処理領域１７３は、上述のように特定の深さだけ本体部１５２内で外面１６８へ延在してもよいことが理解されよう。

アーチワイヤ、バンド、及びクラウンに関連して上述した処理領域と同様、処理領域１７３は、ベース合金組成物の未処理領域１７５とは組成が異なっている。従って、上述のものと同様、処理領域１７３は異なる材料特性を有する。即ち、処理領域１７３の組成では転移温度がシフトし得る。例えば、これに限られるものではないが、未処理領域１７５に対してＡ_ｆがシフトし得る。従って、上述のクラウン及びバンドと同様、本体部１５２はモノリス状のＳＭＡであり、初めはＮｉＴｉ等のベース合金組成物の形態で、その後２次処理を行うことにより、本体部１５２のうち選択された部分の合金組成が、処理領域１７３が形成されるように変化する。

装着中、一実施形態では、停止具１５０は、軸１６２と一致するようにアーチワイヤを開口部１６４に通すことにより、アーチワイヤ上に配置される。所定位置に配置したら、本体部１５２は、対向するリップ１５８、１６０が互いに近づいて内面１７０がアーチワイヤと摩擦接触するように、アーチワイヤの周りで固定される。この点で、処理領域１７３は、一旦アーチワイヤ上に配置された後で停止具１５０がアーチワイヤからずれるのを防止する助けとなり得る。また、停止具１５０とアーチワイヤとの間の長期にわたる摩擦係合を改善し得る。具体的には、処理領域１７３は、一旦停止具１５０が開位置（図２６）から閉位置（図２７）へ移行すると塑性変形するように構成される。上述のクラウン１１０（図２４）及びバンド１３２（図２５）それぞれの処理領域１２６、１４６と同様、処理領域１７３は、人の体温又はその近傍の温度において、未処理領域１７５より展延性が高いか、又はＣ字状本体部１５２の残部より展延性が高いものであり得る。展延性が高いことにより、第１処理領域１７３がアーチワイヤに対して押し付けられると共に口腔温度まで加熱されたとき、当該処理領域１７３は、より容易に塑性変形を起こすと共に装着位置を維持することが可能になる。処理領域１７３においてマルテンサイトの割合が高いことに起因する塑性変形は、内面１７０の少なくとも一部をアーチワイヤの形状に合致させることが可能になり、それにより停止具１５０とアーチワイヤとの間での面と面との接触がより緊密になると共に、当該接触は口腔温度において維持される、という点で有利である。一旦変形すると、処理領域１７３の少なくとも一部は、歯列矯正治療中はずっと変形後の構成を維持する。それに対し、未処理領域１７５は、動作温度において、より多くのオーステナイトを含有し得る。一実施形態では、未処理領域１７５は、治療中に衝撃を吸収するように構成されるように、超弾性特性を有し得る。一実施形態では、上述のように、停止具１５０は、ツールを用いてアーチワイヤに固定又は圧着する必要がない。

内面１７０には、停止具１５０とアーチワイヤとの間の摩擦嵌合を更に強化するための特徴が備わっていてもよい。この目的のために、図２８及び図２９に図示する一実施形態では、内面１７０は対向する内面部分１７０ａ、１７０ｂを含み、当該内面部分１７０ａ、１７０ｂはそれぞれ、軸１６２の方向に延在すると共にリップ１５８、１６０それぞれに対して斜め（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ）に位置するリブ１７４を有する。一実施形態では、対向するリブ１７４は、互いに斜め（ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ）に配置されている。リブ１７４は、第１周縁部１７６と第２周縁部１７７との間で、周縁部１７６に対して角度Θで延在する。図示されるように、Θは約６０°とすることができる。しかしながら、別の実施形態では、Θは約３０〜約９０°としてもよい。また、内面部分１７０ａ、１７０ｂに複数のリブ１７４を設けてもよい。例えば、内面部分１７０ａ、１７０ｂの一方又は両方から延在する、互いに平行に位置する二つ以上のリブを設けることができる。あるいは、リブは、本質的にＸ字状又は格子状パターンを形成するように、互いに横断するように位置するものとすることもできる。

装着中、リブ１７４の当該構成では、アーチワイヤとの接触によりリブ１７４に高い圧力が加わるため、リブ１７４はより変形しやすくなる。リブ１７４の変形により、停止具１５０と、軸１６２に略一致するように延在するアーチワイヤとの嵌合、ひいては摩擦を更に強化することができる。

一実施形態では、図３０及び図３１に図示するように、内面部分１７０ａ、１７０ｂ、１７０ｃはそれぞれ、少なくとも一つのリブ１７８を含む。リブ１７８は、図２８及び図２９に図示するリブ１７４とは構成が異なっているが、処理領域１７３の一部を形成することができるため、リブ１７８はリブ１７４と同じように機能することができる。図３０及び図３１に図示するように、リブ１７８は、部分的には、均等間隔で配置された半円状隙間空間１８０又は本体部１５２の幅方向に沿った切欠部により画定される。図示されるように、第１内面部分１７０ａ及び第２内面部分１７０ｂのリブ１７８は、軸１６２の方へ延在し、周縁部１７６に対して横向きに位置する。例えば、第１内面１７０ａ及び第２内面１７０ｂのリブ１７８は、周縁部１７６に垂直に設けられ、軸１６２にわたって互いに対向する。第３部分１６６のリブ１７８は軸１６２の方へ延在し、軸１６２に対して平行である。図示されるように、第１部分１５４及び第２部分１５６はそれぞれ二つのリブ１７８を含み、第３部分１６６は一つのリブ１７８を含む。しかしながら、他の実施形態では、第１部分１５４、第２部分１５６、及び第３部分１６６それぞれに設けられるリブ１７８の数は同一でもよく、異なっていてもよい。

一実施形態では、図３２及び図３３に示すように、停止具１５０は一対のリブ１８２を含む。リブ１７４、１７８とは異なり、図３２及び図３３に図示するリブ１８２はそれぞれ、第３内面部分１７０ｃとリップ１５８、１６０との間で、軸１６２に対して横方向に（例えば、軸１６２に対して垂直に）設けられるか、又は軸１６２と交差するような方向で設けられる。リブ１８２は停止具１５０の周縁部１７６に対して略平行であり、上から見ると略長方形の断面を有する（図３３に最良の形で図示されている）。別の実施形態では、第１内面部分１７０ａ及び第２内面部分１７０ｂそれぞれに二つ以上のリブ１８２を設けてもよい。また、リブ１８２は、異なる形状を有してもよく、略長方形の断面を有するものには限定されない。

上述のように、停止具１５０は、アーチワイヤ上に配置されるように構成される。その結果、停止具１５０は開位置（図２６）及び閉位置（図２７）を有する。一実施形態では、停止具１５０は閉位置において弛緩した通常の状態にあり、閉位置から開位置へ移行させることができる。停止具１５０の装着には、歯科用プライヤー等のツール（図示せず）を使用して第１部分１５４と第２部分１５６とを強制的に分離することが含まれ得る。その形状記憶特性のため、第１部分１５４及び第２部分１５６を引き離すことにより停止具１５０は変形後の構成となる。臨床医が停止具１５０をアーチワイヤ上の適切な位置に配置した後、停止具１５０の温度が人間の口の通常の口内温度又はその近傍であり得る動作温度に近づくにつれて、停止具１５０は閉位置へ戻る。この実施形態では、停止具１５０は、機械的入力がなくとも、例えば圧着させなくても開位置から閉位置へ移動するように構成される。

この目的のために、図３４Ａ〜３４Ｃを参照すると、停止具１５０は、ＳＭＡ合金から成るベース合金組成物を図３４Ａに示すようなフック１７２が付いていないＣ字状の構成の本体部１５２へ（例えば放電加工機（ＥＤＭ）で）機械加工することにより製造することができる。機械加工後、第１部分１５４、第２部分１５６、又は第３部分１６６のうち少なくとも一つの外面部分１６８がレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理されることにより、図３４Ｂ及び３４Ｃに図示するように一つ以上の処理領域１８４が形成される。図示されるように、処理領域１８４は、外面部分１６８上で、第１部分１５４と第３部分１６６との間、及び第２部分１５６と第３部分１６６との間に位置する移行部又は角部にそれぞれ配置される。一実施形態では、何らかの形のエネルギーで処理することにより、ベース合金組成物から少なくとも一つの金属元素が減少した領域１８４が形成されるように、ベース合金組成物の選択された構成元素が除去される。処理領域１８４は形状記憶特性を有し得る。一実施形態では、Ａ_ｆは約３０℃である。本体部１５２を選択的に処理することにより処理領域１８４（図３４Ｂ）が画定された後、本体部１５２を機械的に開位置（図３４Ｃ）へ変形させることができ、これにより、開口部１６４を通してアーチワイヤを受け入れるように、第１部分１５４及び第２部分１５６を互いに離れるように移動させることができる。図示しないが、本体部１５２の変形は、主として処理領域１８４で生じるか、又は処理領域１８４でのみ生じ得る。その後、停止具１５０は、使用するために歯科矯正医院へ発送すべく梱包され得る。

装着前に本体部１５２を開位置（図３４Ｃ）へ変形させると、温度が少なくとも動作温度、例えば口内温度に上昇するまで、本体部１５２は開位置のままとなる。動作温度近傍又は動作温度を上回る温度では、本体部１５２は、通常の（変形前の）構成（図３４Ｂ）（閉位置）を回復する。閉位置とすると、本体部１５２の内面部分がアーチワイヤに係合する。基本的に、患者の口内に配置されると、圧着等の機械的入力がなくても、第１部分１５４及び第２部分１５６が互いに向かって移動するように停止具１５０が閉鎖することになる。歯科矯正医は、従来知られているようなスケーラー又はプライヤーを用いてレッジ１５８、１６０を引き離すことにより、停止具１５０を取り外すことができるということが理解されよう。また、歯科矯正医は、取り外す前に停止具１５０を冷却することにより領域１８４におけるマルテンサイトの割合を増加させてもよく、これにより停止具１５０の取り外しが容易になり得る。

次いで図３５を参照すると、一実施形態では、処理領域１８４は、本体部１５２の全厚にわたるものであってもよい。言い換えれば、処理領域１８４は、内面１７０及び外面１６８の両部分を形成するものであってもよい。図示される典型的な実施形態では、２次処理領域１８４は、第３部分１６６が二つの離れた処理領域１８４の一部を含むように、第１部分１５４と第３部分１６６との間、及び第２部分１５６と第３部分１６６との間の接合部それぞれに配置され得る。

代替的実施形態では、図３６に示すように、処理領域１８４が第３部分１６６内のみに配置される。しかしながら、処理領域１８４の小部分が第１部分１５４又は第２部分１５６上に、又は第１部分１５４又は第２部分１５６に配置されてもよいことは理解されよう。図３５に示したのと同様に、図３７に示す実施形態では、処理領域１８４は、本体部１５２の全厚を通して延在することができる。しかしながら、その代わりに、２次処理領域１８４は、本体部１５２の全厚の一部のみを横切るように構成されてもよい。例えば、図３８に示すように、処理領域１８４は、本体部の厚さの一部のみを貫通することができる。図示する実施形態では、「ｄ」は停止具１５０の外面に沿った接面に対して垂直に測定した２次処理領域１８４の深さであり、「Ｄ」は同様に測定した停止具１５０の全深さ又は全厚である。ｄ／Ｄ比は約０．６３である。従って、処理領域１８４は、本体部１５２の厚さの約６３％にわたって延在し得る。

図３７を参照すると、一実施形態では、本体部１５２は、図２６〜３３を参照して上述したように、内面１７０を画定する処理領域１７３を含み得る。また、処理領域１８４は、図３５及び図３６を参照して上述したように、外面１６８の一部を形成する。少なくともこの実施形態によると、本体部１５２をアーチワイヤに係合させた後、動作温度又はその近傍の温度に置くと、本体部１５２は、処理領域１８４に起因する形状記憶特性により、アーチワイヤの周りで閉鎖し得る。閉鎖中、処理領域１７３が塑性変形することにより、処理領域１７３のアーチワイヤとの間で面と面との摩擦が増加し得る。処理領域１７３及び１８４それぞれにおける合金組成が同一でなくてもよいことは理解されよう。一実施形態では、処理領域１７３のＡ_ｆは処理領域１８４のＡ_ｆより高い。ここで、処理領域１８４のＡ_ｆはベース合金組成物のＡ_ｆより高くてよい。

〔実施例〕
図３９及び図４０に示す停止具及びフックは、例えば、所定のパルス数でレーザー処理される。例えば、ＮｉＴｉフックのベース合金組成物は、上述のようにファイバーレーザーで処理され得る。例えば、パルス持続時間を約１０マイクロ秒として、出力を３０％〜８０％の範囲で変えることができる。滞留時間及びオーバーラップも変えることができる。このようにして、グリップ力又はクランプ力の変動が制御された、カスタマイズされた停止具／フックを作製することができる。図４１を参照すると、本発明の一実施形態に係る停止具／フックは、スライドが始まる負荷が予め決定されるように作製され得る。言い換えれば、アーチワイヤと停止具との間の摩擦の大きさを制御することができる。これは、クランプ力を制御することにより実現することができる。クランプ力が大きくなると摩擦が増加する。

理論に拘束されるものではないが、図４１に図示するように、停止具がスライドし始める力は、停止具又はフック（例えば、それぞれ図２６及び図３４Ａに示されるもの）等の歯列矯正器具をレーザー処理することにより調節され得る。その後、処理された停止具／フックは、上述のようにアーチワイヤ上に組み付けられ得る。一旦固着されると、停止具／フックに負荷が加わり、停止具／フックがアーチワイヤに沿ってスライドし始める力が測定される。当業者であれば理解できるように、スライドし始める力を測定するためにインストロン機及びクランプシステムを利用することができる。

試験結果は図４１に図示したものと一致し得る。図示されるように、個々の停止具／フックの処理の違いが、８０、８２、８４、８６、及び８８で示すように、スライドを開始させる力の違いとなり得る。スライドを開始させるのに必要な力は、ベース組成の場合に比べて大きい場合も小さい場合もありまた、図４１に「ＳＳ」で示す、ステンレス鋼製停止具／フックでスライドを開始させるのに必要な力より大きいものであり得る。例えば、ベース合金組成の停止具は、８０で示すものであり得る。レーザー処理で、停止具は、スライドし始めるのに、線８２で示した力を要することとなり得る。更に処理することにより、停止具は、８４においてスライドし始めることができるものとなり得る。更に処理を進めると、停止具は、８６においてスライドし始めるものとなり得る。また、線８６で示した停止具に対して更に処理を進めると、停止具は線８８においてスライドし始めるものとなり得る。処理とスライド力との間には、所与の合金組成に対して逆の関係も成り立ち得る。

この点については、例えば、ベース合金組成の停止具は、線８８に従ってスライドし始めることができる。本明細書で記載されるようなレーザー処理は、線８６で示すような、より小さな力で停止部がスライドし始めるように、停止具のグリップ力を低下させるものであってもよい。更に処理を進めることで、停止具は、線８４、８２、及び８０で示すように連続して、より小さな力でスライドし始めるものとなり得る。ベース合金の組成によって、レーザー処理でグリップ力がベース合金組成物から大きくなるか小さくなるかが決定され得ることは理解されよう。しかしながら、いずれの場合も、停止具／フックは、スライドし始める力について望ましい閾値を狙って処理され得る。有利には、臨床医は、停止具／フックがアーチワイヤ上でスライドし始める力を特定することができる。これは、患者を最大限快適にするため、又は別の理由のために行われ得る。

〔自己結紮型歯列矯正ブラケット〕
自己結紮型ブラケットは従来知られている。しかしながら、現在の自己結紮型ブラケットは多部品の組立体であることが多い。例えば、現在の金属・セラミック製自己結紮型ブラケットは、少なくとも二つの部品から組み立てられるものであることが多い。当該少なくとも二つの部材とは即ち少なくとも、アーチワイヤスロットを画定するブラケット本体部と、アーチワイヤを挿入可能な開位置とアーチワイヤスロット内にアーチワイヤを捉える閉位置を有する、可動式クリップ又はスライド等の結紮部材と、の二つである。クリップ又はスライドはブラケット本体部に対して移動する。このようなブラケットは、複数の小さな部品が一貫して互いにフィットするようにするために必要な、部品間の厳しい許容誤差で製造するという複雑さに部分的に起因して、費用が掛かる。更に、二つの部品の組立体では、分離した部品を飲み込んだり吸い込んだりしてしまうことにより患者が被害を受けるリスクが生じ得る。従って、自己結紮型歯列矯正ブラケットに関するこれらの問題及びその他の既知の問題を解決することが望ましい。

これらの目的及びその他の目的を解決するために、図４２に示すような自己結紮型歯列矯正器具の一実施形態は、一体の結紮部材を有する単一の単位部材であるブラケット２１０を含む。特に、ブラケット２１０は、アーチワイヤスロット２１４を画定するブラケット本体部２１２を備える。ブラケット本体部２１２は、矯正力を歯に加えるためのアーチワイヤ２１５を受容するように構成される。以下で詳細に記載されるように、ブラケット２１０はベース合金組成を有するＳＭＡから成り、当該ブラケット２１０の一以上の領域が、ＳＭＡのベース合金組成に対して当該領域の組成を変化させるために何らかの形のエネルギーで処理されている。当該処理領域の転移温度は、ベース合金組成物の転移温度とは異なっていてよい。その結果、温度が変化すると、処理領域ではベース合金組成物とは異なる相転移が起こったり、又は、ブラケット２１０の一部が超弾性及び／若しくは形状記憶特性を示すことが可能となる一方で他の部分がこれらの性質を示さなかったり若しくは異なる性質を示したりする。

図示される実施形態では、本体部２１２は、従来知られているように、一つ以上の結紮糸（図示せず）を受容するための、反対側を向いたそれぞれ咬合方向及び歯肉方向の結合ウィング２１６、２１８を有する。結合ウィング２１６、２１８及び結紮糸について本明細書で記載するが、いくつかの例では結合ウィング２１６、２１８及び結紮糸が不要になる場合があるものと予測される。

本明細書に記載される各実施形態は、別段の記載がない限り、ブラケット２１０が上顎の歯の唇側表面に取り付けられるという状況を基準枠として記載する。結果として、本明細書では、ブラケット２１０について記載するために使用される「唇側」、「舌側」、「近心側」、「遠心側」、「咬合側」、及び「歯肉側」等の用語は、選択された基準枠に対して記載されたものである。しかしながら、歯列矯正ブラケット２１０は、口腔内で他の歯に対して他の方向で使用されてもよいため、本発明の各実施形態は、選択された基準枠及び記述用語に限定されるものではない。例えば、ブラケット２１０を下顎に配置してもよく、これも本発明の範囲内である。当業者であれば、基準枠が変更された場合に、本明細書で使用される記述用語が必ずしもそのまま適用されるわけではないことは認識するであろう。しかしながら、本発明口腔内の位置及び方向とは独立したものであり、歯列矯正ブラケットの各実施形態を説明するために使用される相対的な用語は、単に図面の例を明確に説明するために用いられるものである。従って、「唇側」、「舌側」、「近心側」、「遠心側」、「咬合側」、及び「歯肉側」といった相対的用語は、本発明を特定の位置又は方向に限定するものではない。

ブラケット２１０を患者の上顎の歯の唇側表面に据え付ける場合、本体部２１２は、舌側部２２０、咬合側部２２２、歯肉側部２２４、近心側部２２６、遠心側部２２８、及び唇側部２３０を有する。本体部２１２の舌側部２２０は、任意の従来の方式で、例えば、適切な歯列矯正用セメント若しくは接着剤により、又は隣の歯（図示せず）とバンドで括ることにより、歯に固定されるように構成される。

図４２を参照すると、一実施形態では、本体部２１２は近心部分２３１、遠心部分２３３、及び中央部分２３７を含む。近心部分２３１、遠心部分２３３、及び中央部分２３７にそれぞれ対応する、複数の対向する近心面、遠心面、及び中央面２３４ａ〜２３４ｃ、２３５ａ〜２３５ｃは、ベース面２３２から唇側に突出しており、ベース面２３２と共に、全体として本体部２１２のアーチワイヤスロット２１４を画定している。アーチワイヤスロット２１４は、ブラケット本体部の近心側部２２６から遠心側部２２８へ、近心−遠心方向に延在する。中央部分２３７は、近心面２３４ａ、２３５ａとこれに対応する中央面２３４ｃ、２３５ｃとの間、及び遠心面２３４ｂ、２３５ｂとこれに対応する中央面２３４ｃ、２３５ｃとの間の間隔２３８（即ちギャップ）だけ、近心部分２３１及び遠心部分２３３それぞれから離間している。近心部分２３１及と遠心部分２３３とは、当該間隔２３８に対応するブリッジ２４５により接続されており、これは図４４に最も良く図示されている。ブリッジ２４５は、近心部分２３１から遠心部分２３３まで連続的にベース面２３２を形成するように、本質的にベース面２３２の一部を形成する。

次いで、図４２及び図４３Ａを参照すると、一実施形態では、中央部分２３７は、結紮部２３６の形態の一体型結紮部材を含む。この点に関し、図示される典型的な実施形態では、中央部分２３７は、歯肉側壁部２４０及び咬合側壁部２４２を含み、これらはそれぞれ、アーチワイヤスロット２１４の中央面２４３ｃ及び２３５ｃを画定する。少なくとも一つの肩部又は突出部２４４が、歯肉側壁部２４０又は咬合側壁部２４２の一方から延在する。しかしながら、突出部２４４は、図４２に示すように、歯肉側壁部２４０及び咬合側壁部２４２それぞれから延在してもよいことが理解されよう。突出部２４４は、突出部２４４が閉位置（図４３Ａ）にある場合にアーチワイヤスロット２１４の最唇側の境界を画定するように、歯肉側壁部２４０又は咬合側壁部２４２から外側へ延在する。図４２及び図４３Ａに示す実施形態では、突出部２４４は、対向する形で近心−遠心方向において互いに隣接するものとすることができ、各突出部２４４は、アーチワイヤがスロット２１４から外れるのを防止するか又は少なくともこれに抵抗するのに十分な距離だけ、アーチワイヤスロット２１４のかなりの部分にわたって延在する。

引き続き図４３Ｂを参照すると、中央部分２３７、具体的には壁部２４０及び２４２は、アーチワイヤ２１５（図４２）を突出部２４４を越えてアーチワイヤスロット２１４へ挿入可能な開位置と、突出部２４４によりアーチワイヤがアーチワイヤスロット２１４から不注意で外れないようになっている閉位置（図４３Ａ）と、を有する。間隔２３８により、後述するように、壁部２４０、２４２を開位置と閉位置との間で互いに近づけたり離したりすることが可能になる。加えて、図４４を参照すると、ブラケット本体部２１２の舌側部２２０は、ブラケット本体部２１２の近心部分２３１に沿った近心面部分２５０と、ブラケット本体部２１２の遠心部分２３３に沿った遠心面部分２５２と、を含み得る。近心面部分２５０及び遠心面部分２５２はそれぞれ、歯に結合される前にパッド（図示せず）その他の表面に固定されるように構成され得る。図４４に示すように、中央部分２３７は、近心面部分２５０及び遠心面部分２５２により画定される平面から距離Ｄだけ唇側にオフセットされた中央面部分２５４を含む。後述するように、この中央面部分２５４のオフセットにより、壁部のうち一方又は両方が開位置へ移動する際に、壁部２４０、２４２間に隙間が生じ得る。

上述のように、一実施形態では、ブラケット本体部２１２の表面部分を選択的にレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理することができ、その結果、当該表面部分はＳＭＡのベース合金組成物とは化学組成が異なる処理領域２４６を含むことになる。処理領域２４６は、選択された金属元素がブラケット本体部２１２の当該領域から除去されるように、上述の処理エリア２８又は処理領域１２６、１４６、１７３、及び１８４と同様に形成することができる。図４３Ａ及び図４３Ｂに２４６で示すように、ベース面２３２の一部及び中央面２３４ｃ、２３５ｃの一部並びに壁部２４０、２４２の外面の一部が、ブラケット本体部２１２の未処理部分のベース合金組成とは異なる化学組成を含むように、何らかの形のエネルギーで処理される。上述のように、処理領域２４６は表面部分に含まれるように記載されているが、当該処理領域２４６は、当該表面を越えて、本体部２１２内へ所定深さだけ又はその全厚にわたって（図４３Ａ及び図４３Ｂに示すように）延在するものであってもよいことが理解されよう。合金組成の変化により、処理領域２４６では、ブラケット本体部２１２の未処理領域のベース合金組成物の転移温度に対して、転移温度のシフトが起こり得る。処理領域２４６の位置により歯列矯正ブラケット２１０の自己結紮機構が実現されるか、又は少なくとも処理領域２４６の位置は当該機構の助けとなり得る。処理領域２４６は、全厚が小さくなったエリアとなるように僅かに凹んだ領域として示されているが、未処理領域から処理領域２４６まで表面の平面が不連続でなくてもよいことは理解されよう。

一実施形態では、図４３Ａ及び図４３Ｂに示す処理領域２４６により、当該エリアは、ブラケット本体部２１２の残部に比べて超弾性又は形状記憶特性を有し得る。これらの領域２４６の一以上を処理することにより、又は壁部２４０、２４２のうち一方又は両方の全厚を処理することにより、当該領域２４６は、ヒンジとして機能し得るようになるか、又は他の形で、その周りで各肩部又は突出部２４４の一方又は両方が概してアーチワイヤスロット２１４から離れる方向に移動できる領域を形成し得る。特に、図４３Ｂに示すように、突出部２４４がアーチワイヤスロット２１４から離れると、アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に挿入したり、アーチワイヤスロット２１４から取り外したりすることができる。アーチワイヤがアーチワイヤスロット２１４に挿入されると、壁部２４０は、アーチワイヤがアーチワイヤスロット２１４から不注意で外れるのを突出部２４４が防止するように、閉位置へ戻り得る。

上述のように、壁部２４０、２４２が外側に移動すると、表面２５４と近心面部分２５０及び遠心面部分２５２により画定される平面との間のオフセットにより、領域２４６がヒンジ式に動作するための隙間が形成され得る。当該ヒンジ式動作には、領域２４６の一部又は壁部２４０、２４２の一方の一部が図４４において一般にＤで示される当該隙間空間へ移動することが含まれ得る。

一実施形態では、図４２、図４３Ａ、及び図４３Ｂに示すように、突出部２４４は、２４８で示すようにテーパ付けることができる。突出部２４４のこのテーパ領域２４８により、単に突出部２４４のテーパ領域２４８に対してアーチワイヤを押すことによるアーチワイヤのスロットへの挿入が容易になり得る。突出部２４４のテーパ領域２４８に対してアーチワイヤを押し込むと、壁部２４２が自発的にアーチワイヤスロット２１４から離れるように曲がり得るようになるため、臨床医がツールを利用することなくアーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４へ挿入することが可能になることが理解されよう。

領域２４６が超弾性を有する実施形態では、領域２４６の一以上の合金組成は、その転移温度Ａ_ｆがブラケット本体部２１２の残部のベース合金組成物の転移温度Ａ_ｆとは異なる温度にシフトするような組成であり得る。一実施形態では、処理領域２４６のＡ_ｆは、ベース合金のＡ_ｆより高温にシフトする。従って、図４３Ｂを参照すると、壁部２４０、２４２の一方又は両方は超弾性合金領域２４６を含み得る。この超弾性合金領域２４６により、壁部２４０、２４２を対応する咬合方向及び歯肉方向において反対方向外側へ曲げるとベース面２３２が露出するが、これによっては壁部２４０、２４２のどの部分も塑性変形しない。一実施形態では、突出部２４４が開位置にあるように壁部２４２を保持することにより、臨床医は、アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に挿入したり、アーチワイヤスロット２１４から取り外したりすることができる。アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に挿入した後、又はアーチワイヤスロット２１４から取り外した後、壁部２４０、２４２それぞれは、元の閉位置に弾性的に回復する。言い換えれば、突出部２４４を開位置に保持するのに必要な力を取り除くと、処理領域２４６が元の構成に戻るため、壁部２４０、２４２は閉位置に移動する。更に、テーパ領域２４８により、開位置において突出部２４４をアーチワイヤスロットから離れるように保持するツールを使用せずに、アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４へ挿入するのが容易になり得る。

領域２４６が形状記憶特性を有する実施形態では、領域２４６の一以上が、転移温度Ａ_ｆが口腔温度未満である合金組成を有し得る。従って、図４３Ａを参照すると、壁部２４０、２４２の一方又は両方は、通常の変形前の位置、即ち突出部２４４がアーチワイヤスロット２１４の上に位置する配置が閉位置とされ得る。臨床医は初めに、アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に装着する前、及び／又はアーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４から除去する前に、ブラケット２１０、具体的には領域２４６を冷却してもよい。冷却後、壁部２４０、２４２、具体的には領域２４６は、突出部２４４がアーチワイヤスロット２１４から離れて外側に押し出されて図４３Ｂに示す開位置となるように変形させることができる。突出部２４４を開位置とすると、臨床医は、アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に挿入し、且つ／又はアーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４から取り外すことができる。この実施形態では、最初に壁部２４０、２４２を移動させることにより領域２４６が塑性変形し得るため、臨床医は必ずしも突出部２４４を開位置に保持しなくてもよい。即ち、一旦アーチワイヤスロット２１４から離れて外側に押し出されると、壁部２４０、２４２は開位置のままとなり得る。

アーチワイヤをアーチワイヤスロット２１４に装着すると、ブラケット２１０は自然に口腔温度まで温められ得る。そうすることで、領域２４６は、初めの変形前の位置、即ち図４３Ａに示す閉位置で突出部２４４がアーチワイヤスロット２１４の上に位置している配置を回復し得る。閉位置に移動する間に壁部２４０、２４２及びこれらに対応する各突出部２４４が閉鎖する動きは、領域２４６の形状記憶特性に起因する自発的な動きであることが理解されよう。あるいは、壁部２４０、２４２は、臨床医により閉位置へ戻されてもよい。

加えて、一実施形態では、ブラケット本体部２１２の未処理領域は、必要に応じてトルク制御を行うために、例えば領域２４６と比較すると相対的に剛性であり得る。例えば、近心部分２３１及び遠心部分２３３の近心面及び遠心面を含むアーチワイヤスロット表面は、領域２４６のうちどの領域より剛性のベース合金組成物から成るものであり得る。更に、領域２４６の合金組成がベース合金組成と異なるのと同様に、領域２４６はそれぞれ、合金組成が互いに異なっていてもよいことも理解されよう。例えば、ある領域２４６が形状記憶特性を有し得る一方で、別の領域２４６が同じ温度で超弾性を有してもよい。従って、壁部２４０、２４２は、加えられた力に対する応答が異なり得る。例えば、一方の壁部２４０が超弾性領域２４６のために開位置と閉位置との間で弾性的に移動し、他方の壁部２４２が開位置へ塑性的に移動した後加熱することで形状記憶特性により閉位置へ自発的に移動するものであってもよい。従って、本発明の各実施形態は、各領域２４６が同じ合金組成を有するものに限定されない。

次いで図４５、図４６Ａ、及び図４６Ｂを参照すると、一実施形態において、一体型結紮部材又は結紮部２３６に係る代替的配置構成が示されており、中央部分２３７は、対向する肩部又は突出部２４４を有する。各突出部２４４はそれぞれ、互いに対向する鏡像配置で、アーチワイヤスロット２１４の幅の半分未満の距離だけ延在する。図４５、図４６Ａ、及び図４６Ｂに示す一体型の自己結紮型歯列矯正ブラケット２１０に係る実施形態では、図３４〜３６に示す実施形態に関連して上述した領域と同様の領域２４６が設けられる。この点に関し、壁部２４０、２４２及び対向する各突出部２４４は、歯列矯正ブラケット２１０が自己結紮式ブラケットとして上述のものと同様に動作するように、開位置（図４６Ｂ）及び閉位置（図４６Ａ）に配置することができる。領域２４６は、図４２〜４４に関連して上述した領域２４６と同様に超弾性又は形状記憶特性を有するように、ベース合金組成とは異なる合金組成とされる。

次いで、図４７及び図４８を参照すると、歯列矯正器具の別の実施形態において、自己結紮型歯列矯正ブラケット３１０は、ブラケット本体部３１２及び一体型結紮部材を含む。図示される典型的な実施形態では、一体型結紮部材は一体型結紮クリップ３１４である。上述の歯列矯正器具に係る実施形態と同様に、歯列矯正ブラケット３１０はＳＭＡから成る一体型の単位本体部である。一体型結紮部材は、別個に製造された後でブラケット本体部３１２に組み付けられたものではない。結紮部材の一部はブラケット本体部３１２に対して動かすことができるが、アーチワイヤをアーチワイヤスロットに挿入する間、又はアーチワイヤをアーチワイヤスロットから取り外している間、結紮部材全体はブラケット本体部３１２に対して動かない。むしろ、ブラケット本体部３１２及び一体型結紮部材は、例えば、単一の鋳造工程で一緒に鋳造されたり、モノリス状のＳＭＡ材から機械加工されたりしたものである。例えばブラケット３１０は、上述のＮｉＴｉ、ＣｕＮｉＴｉ、又は他のＳＭＡ合金から成るものであってよい。結紮部材の一部のみをブラケット本体部に対して動かすことができる。上述の歯列矯正器具に係る各実施形態と同様に、ブラケット本体部３１２のうち一以上の選択された領域は、当該選択された領域の合金組成を変化させるために、レーザービーム等、何らかの形のエネルギーで処理される。後述するように、処理領域における合金組成を変化させることで、ブラケット３１０の自己結紮機構がうまく機能するようにし、これにより、歯列矯正治療中にアーチワイヤがアーチワイヤスロット３１６から不注意で外れるのを防止しつつ、アーチワイヤのブラケット本体部３１２への挿入及びブラケット本体部３１２からの取り外しを容易なものとする。

この目的のために、図４７及び図４８を参照すると、ブラケット本体部３１２は、当該ブラケット本体部３１２に形成され、矯正力を歯に加えるためのアーチワイヤ３１８（図４８）を受容するように構成されたアーチワイヤスロット３１６を含む。患者の下顎の歯の唇側表面に据え付ける場合、ブラケット本体部３１２は、舌側部３２０、咬合側部３２２、歯肉側部３２４、近心側部３２６、遠心側部３２８、及び唇側部３３０を有する。ブラケット本体部３１２の舌側部３２０は、任意の従来の方式で、例えば、適切な歯列矯正用セメント若しくは接着剤により、又は隣の歯とバンドで括ることにより、歯に固定されるように構成される。舌側部３２０は、歯の表面に固定される結合基部を画定するパッド３３２と共に提供され得る。パッド３３２は別部品若しくは別要素としてブラケット本体部３１２に結合されてもよく、あるいはブラケット本体部３１２と一体に形成されてもよい。

特に、ブラケット本体部３１２は、ベース面３３４と、ベース面３３４から唇側に突出する、一対の対向するスロット表面３３６、３３８と、を含む。当該ベース面３３４及びスロット表面３３６、３３８は全体として、近心側部３２６から遠心側部３２８へ、近心−遠心方向に延在するアーチワイヤスロット３１６を画定する。一実施形態では、スロット表面３３６、３３８及びベース面３３４は、ブラケット本体部３１２の材料中で略一体である。しかしながら、スロット表面３３４、３３６、及び３３８のうち一つ以上が、アーチワイヤスロット３１６の摩耗特性を高めるため又は他の理由のために、インサート（図示せず）又はライナー（図示せず）により画定されてもよいことは理解されよう。ブラケット本体部３１２のアーチワイヤスロット３１６は、任意の適切な方式で歯列矯正アーチワイヤ３１８を受容するように設計され得る。

引き続き図４７を参照すると、一実施形態では、ブラケット本体部３１２は、一般にアーチワイヤスロット３１６により分離される、歯肉側本体部分３６０及び咬合側本体部分３６２を含む。歯肉側本体部分３６０は、スロット表面３３８を概ね画定する。特に、歯肉側本体部分３６０の棚状部材３６４がスロット表面３３８を画定し得る。歯肉側本体部分３６０は、ブラケット本体部３１２の唇側表面を概ね画定するブリッジ部材３６６を含み得る。図４８に最も良く示されるように、一体型クリップ３１４は、棚状部材３６４とブリッジ３６６との間の空間に形成される。一実施形態では、歯肉側本体部分３６０は歯肉側結合ウィング３６８を更に画定する。当該歯肉側結合ウィング３６８により、従来知られているようなエラストマー部材（図示せず）でアーチワイヤをブラケット本体部３１２に固定することができる。

咬合側本体部分３６２はスロット表面３３６を概ね画定する。また咬合側本体部分３６２は、一体型クリップ３１４に対して利用するために臨床医がツールを設置することができる、ツール用リセス３７０を含む。歯肉側本体部分３６０と同様に、咬合側本体部分３６２は、図示するように咬合側結合ウィング３７２を画定し得る。咬合側結合ウィング３７２を介してアーチワイヤをブラケット３１０に固定するために、クリップ３１４と共に、又はクリップ３１４の代わりに結紮糸を使用することができる。例えば、臨床医が、閉位置においてクリップ３１４でアーチワイヤ３１８を捉えることができる程度にアーチワイヤ３１８をスロット３１６内に設置できない場合は、アーチワイヤ３１８をアーチワイヤスロット３１６内に設置できるようになる位置に歯を移動させるために、結合ウィング３６８、３７２を介してブラケット本体部３１２をアーチワイヤに固定するための結紮糸を使用することが必要になり得る。本明細書では結合ウィング３６８、３７２及び結紮糸について記載するが、本発明の実施形態が結合ウィングを有するブラケットのみに限定されるものではないことは理解されよう。

一実施形態では図４７及び図４８に示すように、ブラケット３１０は、ブラケット３１０上に視認可能な特徴体を形成するために、表面上に隆起部又は凹み部を備え得る、一つ以上の位置合わせ用マーカー３８６ａ、３８６ｂ、３８６ｃ、３８６ｄ、３８６ｅを含む。位置合わせ用マーカー３８６ａ〜３８６ｅについては、参照によりその全体が本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／００５８４４２号明細書において、より完全に記載されている。

上述のように、結紮クリップ３１４はブラケット本体部３１２と一体に形成される。一体型結紮クリップ３１４は略Ｃ字状であり、アーチワイヤスロット３１６のベース面３３４の上に延在すると共に当該ベース面３３４と対向する唇側部分３４４を含み、クリップ３１４がブラケット本体部３１２と一体に接続されている領域又はその近傍に歯肉側部分３４６及び舌側部分３４８を含む。図４８に示すように、唇側部分３４４は、一体型クリップ３１４の唇側部分３４４が閉位置にある場合に、アーチワイヤスロット３１６の唇側境界を画定する。例えばアーチワイヤによりクリップ３１４の唇側部分３４４が唇側に引き寄せられると、一体型クリップ３１４の歯肉側部分３４６がブリッジ部材３６６と接触し得るため、クリップ３１４の唇側部分３４４が曲がっている間、一体型クリップ３１４は、ブリッジ部材３６６と接触し得る。一体型クリップ３１４とブリッジ部材３６６とが接触することにより、不注意でアーチワイヤ３１８がアーチワイヤスロット３１６から解放されるのを防止することができる。クリップ３１４は、処理中にアーチワイヤ３１８がアーチワイヤスロット３１６から不注意で外れるのを防止するために、ベース面３３４と対向してアーチワイヤスロット３１６を閉鎖するように配置されているが、一体型クリップ３１４の一部は、処理が進むに従ってスロット３１６内の一つのアーチワイヤを取り外して別のアーチワイヤを挿入することができるように、意図的に開位置に移動させることができる。

一実施形態では、歯列矯正ブラケット３１０の一部がレーザービーム等、何らかの形のエネルギーで選択的に処理されることにより、表面部分がＳＭＡのベース合金組成物とは化学組成が異なる処理領域３４０を含むようになる。図４７及び図４８に示すように、一体型クリップ３１４及びブラケット本体部３１２それぞれの一部は処理領域３４０を含み得る。一実施形態では、一体型クリップ３１４と本体部３１２との交点又はその近傍に位置する舌側部分３４８、及び一体型クリップ３１４の歯肉側部分３４６は、一体型クリップ３１４の隣接部分及びブラケット本体部３１２とは異なる化学組成を有する処理領域３４０を含むように、何らかの形のエネルギーで処理することができる。処理領域３４０は一体型クリップ３１４の表面の選択された部分を含み得る。また、図４８に示すように、一体型クリップ３１４の厚さ方向に延在するか、一体型クリップ３１４の全厚にわたって延在し得る。処理領域３４０は、位置３７４で示す一体型クリップ３１４及び本体部３１２の交点で本体部３１２へ延在し得る。また、処理領域３４０と未処理領域との間の化学組成の違いは、各領域間の描写された点で正確に生じるわけではないことが理解されよう。むしろ、化学組成の違いは、処理領域３４０から任意方向へ徐々に生じ得る。これは、本明細書に記載される任意の処理領域に当てはまり得る。加えて、処理領域３４０に係る性質が一体型クリップ３１４全体に適用され得るように、一体型クリップ３１４全体が上述のように処理され得ることが理解されよう。処理領域３４０により、超弾性又は形状記憶特性のいずれかがクリップ３１４の一部に付与され得る。

超弾性特性が付与された場合、一体型クリップ３１４は、アーチワイヤをアーチワイヤスロット３１６へ挿入しようとしたり、又はアーチワイヤスロット３１６から取り外したりすることができるように、物理的に（例えばツールにより）開位置へ移動させることができる。次いで、アーチワイヤを必要に応じて挿入したり取り外したりした後、臨床医は、クリップ３１４が閉位置に戻るように当該クリップ３１４を解放することができる。処理領域３４０の超弾性により、結紮クリップ３１４は、アーチワイヤ３１８を能動的に結紮するように構成されてもよい。知られているように、一体型クリップ３１４によるアーチワイヤ３１８の能動的結紮は、アーチワイヤ３１８の大きさ及び形状に依存し得る。一体型クリップ３１４の処理領域３４０の超弾性により、ステンレス鋼その他の金属部材であればアーチワイヤに加わるであろう力を低下させることなく、このような能動的結紮を行うことが可能になる。あるいは、結紮クリップ３１４は、アーチワイヤ３１８を受動的に結紮するように構成され得る。

処理領域３４０は、歯列矯正器具に係る別の実施形態に関連して上述したものと同様に、形状記憶特性を有してもよい。一実施形態では、一体型クリップ３１４は、機械的入力なしで開位置と閉位置との間で移行させることができる。一体型クリップ３１４、具体的には処理領域３４０の温度変化は、一体型クリップ３１４が開位置から閉位置へ自発的に移動するのに十分なものであり得る。例えば、臨床医は、処理領域３４０の組成がオーステナイトに比べて相当高い割合のマルテンサイトを含むような温度まで、一体型クリップ３１４を冷却することができる。これは、通常の口腔温度からより低温、例えばＡ_ｆ未満、Ｍ_ｓ未満、又はＭ_ｆ未満の温度まで処理領域３４０を冷却することにより行うことができる。この実施形態では、臨床医は、冷却圧縮、圧縮気体、又はその他の方法であって一体型クリップ３１４を変形させる前に処理領域３４０の温度を通常の患者の口腔温度又はそれ未満の温度まで下降させる方法を使用することができる。その後、臨床医は、一体型クリップ３１４を強制的に開位置へ移動させることができる。これには、一体型クリップ３１４、特に処理領域３４０を塑性変形させることが含まれ得る。変形後、処理領域３４０の温度が通常の口腔温度と比べて相対的に低いままである間、一体型クリップ３１４は開位置のままであり得る。次いで、臨床医は、アーチワイヤをアーチワイヤスロット３１６から取り外すことができ、及び／又はアーチワイヤをアーチワイヤスロット３１６に挿入することができる。一体型クリップ３１４が患者の身体で加熱されるか又は外部熱源を適用することにより加熱されるにつれて、一体型クリップ３１４は閉位置へ移行し得る。あるいは、臨床医は、一体型クリップ３１４を塑性変形させて閉位置に戻してもよい。いずれの場合も、処理領域３４０が通常の口腔温度に達すると、処理領域３４０は超弾性を示すと共に上述のように能動的又は受動的に結紮を行うことができる。

自己結紮型歯列矯正ブラケットに係る別の実施形態を図４９及び図５０に示す。図４９及び図５０において、類似の参照番号は図４７及び図４８における類似の要素を示す。自己結紮型歯列矯正ブラケット５００は、図４７及び図４８を参照して上述した歯列矯正ブラケット３１０と類似するものである。歯列矯正ブラケット５００は、ブラケット本体部５１２及び一体型結紮クリップ５１４を含み、当該ブラケット５００はＳＭＡから成る金属製一体品である。即ち、ブラケット本体部５１２及びクリップ５１４は同一の形成工程において形成される。例えば、ブラケット本体部５１２及びクリップ５１４は、ＳＭＡの固体片から機械加工されたものでもよく、単一の鋳造工程において鋳造されたものでもよく、単一の形成工程において形成されたものでもよい。

ブラケット本体部５１２は、歯肉側本体部分５２０から咬合側本体部分５１８を概ね分離するアーチワイヤスロット５１６を画定する。ブラケット本体部５１２は、ブリッジ部材３６６がないという点で、図４７及び図４８に示す歯列矯正ブラケット３１０のブラケット本体部３１２とは異なっている。即ち、歯肉側本体部分５２０は、唇側方向において、一体型クリップ５１４を唇側でカバーする構造体を欠いている。よって、一体型クリップ５１４は、ブラケット５００の最唇側表面に沿って完全に露出している。

結紮中、一体型クリップ５１４、具体的にはクリップ５１４の唇側部分３４４の唇側での撓みについては、ブラケット本体部５１２のどの部分によっても唇側方向の撓みが制限されない。しかしながら、有利には、ブリッジ部材３６６その他の構造体であって一体型クリップ５１４の上に位置する構造体が存在しないことにより、臨床医は、治療上アーチワイヤを変える必要がある場合に一体型クリップ５１４を移動させるために無制限にアクセスできるようになる。よって、臨床医は、アーチワイヤをアーチワイヤスロット５１６に挿入すると共にアーチワイヤをアーチワイヤスロット５１６から取り外すために、上述のように、クリップ５１４の唇側部分３４４を開位置に弾性的に保持するにせよ、一体型クリップ５１４を開位置へ塑性変形させるにせよ、一体型クリップ５１４をより容易に操作することができる。上述のように、一体型クリップ５１４の処理領域３４０は、一体型クリップ５１４の少なくとも一部に超弾性及び／又は形状記憶特性を付与することにより、処理を容易にすることができる。

〔多段階の弾性率を有する歯列矯正ブラケット〕
歯列矯正ブラケットは、通常、接着剤を使用して歯に結合される。市販の接着剤は、結合強度が制限されている。歯列矯正治療中、歯列矯正ブラケットに加わる衝撃及びせん断力により接着剤の結合部が破壊されることがあり、これによりブラケットが歯から外れたり脱着したりする場合がある。接着剤の結合部が破損すると、患者は、ブラケットを再結合又は交換してもらうために、臨床医の医院に行くスケジュールを別途立てなければならなくなる。これは患者及び臨床医の双方にとって不便である。更に、結合部破損から修理までに要する時間、当該緩んだブラケットは、歯列矯正治療を進めるには役に立たない。従って、この効果がない期間が治療時間全体に可算されることになり得る。

この問題や接着剤の結合部破損に関する他の問題を解決するために、本発明の一実施形態には、歯列矯正器具に加わる衝撃力のエネルギーを吸収し、それらの力が結合部に伝わる大きさを抑制し、これにより歯列矯正器具と歯との間の接着剤結合部が破損する可能性を低減する特徴が備わっている。図５１〜５４に示すように、本発明の一実施形態では、歯列矯正ブラケット４１０は、ベース合金組成を有するＳＭＡから成る単位本体部として示されているブラケット本体部４１２を含む。図示される典型的な実施形態では、ブラケット本体部４１２は結合ウィング対を有する歯列矯正ブラケットである。しかしながら、本発明の実施形態が結合ウィング対を有する歯列矯正ブラケットに限定されるものではないことは理解されよう。図５１を参照すると、ブラケット本体部４１２は、矯正力を歯に加えるためのアーチワイヤ（図示せず）を受容するように構成されたアーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂを画定する。ブラケット本体部４１２は、従来知られているように、それぞれ一つ以上の結紮糸（図示せず）を受容するための、対向する咬合側結合ウィング４１６ａ、４１６ｂ及び歯肉側結合ウィング４１８ａ、４１８ｂの各対を有する。

患者の下顎の歯の唇側表面に据え付ける場合、ブラケット本体部４１２は、舌側部４２０、咬合側部４２２、歯肉側部４２４、近心側部４２６、遠心側部４２８、及び唇側部４３０を有する。ブラケット本体部４１２の舌側部４２０は、任意の従来の方式で、例えば、適切な歯列矯正用セメント若しくは接着剤により、又は隣の歯とバンドで括ることにより、歯に固定されるように構成される。舌側部４２０は、歯の表面に固定される結合基部を画定するパッド４３２と共に提供され得る。パッド４３２は別部品若しくは別要素としてブラケット本体部４１２に結合されてもよく、あるいはブラケット本体部４１２と一体に形成されてもよい。パッド４３２は、その全体が参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１１／０１８９６２４号明細書に記載されたパッドと類似のものであるか、又は当該出願明細書に記載されたパッドと類似する特徴を含むものとすることができる。

本体部４１２は、ベース面４３３と、ベース面４３３から唇側に突出する、複数の対向する近心面４３４ｂ、４３６ｂ及び遠心面４３４ａ、４３６ａと、を含む。当該ベース面４３３並びに近心面４３４ｂ、４３６ｂ及び遠心面４３４ａ、４３６ａは全体として、本体部４１２にアーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂを画定する。アーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂは、ブラケット本体部４１２の近心側部４２６から遠心側部４２８まで、近心−遠心方向に延在する。

図５１〜５４、一つ以上に示す例示的な実施形態では、ブラケット本体部４１２の一部が、ベース合金組成物に係る性質とは異なる性質を含む一つ又は複数の処理領域を画定するように、レーザー等、何らかの形のエネルギーで選択的に処理される。一実施形態では、処理領域は互いに対して、またベース合金組成物に対して、組成が異なるため、各処理領域は、口腔温度においてマルテンサイト及びオーステナイトを異なる割合で含む。この点に関し、処理領域では、マルテンサイトとオーステナイトとの比が変化すると、処理領域のうち一以上において、衝撃負荷によりあまり弾性回復できなかったり完全に塑性変形してしまったりする場合がある。マルテンサイトとオーステナイトとの比を選択的に変化させることにより、当該処理領域のこれに対応する相変態により吸収されるエネルギー量が変化し得る。従って、ブラケット本体部４１２に加わる衝撃負荷が、ある処理領域では相変態を引き起こすが別の処理領域では相変態を引き起こさないということがあり得る。当該相変態は、衝撃又は衝撃による急激な応力を吸収するために使用される。このように、処理領域は、衝撃を受けたときに様々に相変態を起こすことにより、ブラケット本体部４１２が衝撃エネルギーの一部又は全部を吸収するように構成される。有利には、処理領域の超弾性により、ブラケット本体部４１２は、衝撃エネルギーが完全にはブラケット４１０と歯との間の接着剤結合部に伝わらないように、衝撃エネルギーを吸収することにより元の配置に戻る。

具体的には図５１に示す実施形態を参照すると、ブラケット本体部４１２は、それぞれ処理強度が異なる複数の処理領域を有し得る。大まかには、当該処理強度の違いは、ブラケット本体部４１２を層状に処理することにより、ブラケット本体部４１２全体にわたって段階的なものとされている。具体的には、任意の各実施形態において異なる処理強度とするには、異なるエネルギー量（即ち強度）で個々の各領域を処理するか、又は個々の各領域を処理する時間を他の処理領域より長くしたり短くしたりすることがあり得る。上述のように、レーザービームを使用して、ブラケット本体部４１２の様々な部分を選択的に処理することにより当該領域のＳＭＡの化学組成を変化させることができる。

具体的には、一実施形態では、図５１に示すブラケット本体部４１２は、三つの異なる処理領域４４０ａ、４４０ｂ、４４０ｃを含む。一般に、処理領域４４０ａ、４４０ｂ、４４０ｃはそれぞれ、略舌側−唇側方向に積層された層状構造で設けられる。単に一例として、処理領域４４０ｃは、領域４４０ｂ又は４４０ａのいずれか一方より先に相変態を起こしてもよい。よって、ブラケット本体部４１２の最唇側部分でブラケット本体部４１２に加わる衝撃は、領域４４０ｃにおける相変態により少なくとも部分的に吸収されることになる。領域４４０ｃで吸収されなかった任意の衝撃エネルギーは、領域４４０ｂでの相変態を引き起こし得る。同様に、領域４４０ｂで吸収されなかった任意の衝撃エネルギーは、領域４４０ａでの相変態により吸収され得る。最終的には、最外側領域から最内側領域まで相変態によるエネルギー吸収が起こり、接着剤結合部に伝わる衝撃エネルギーが低減されることにより、歯列矯正治療中にブラケット４１２が不注意で歯から外れてしまう可能性が低減される。

特に、一実施形態では、第１処理領域４４０ａは、パッド４３２と隣り合う本体部４１２の舌側点から始まる領域に位置する。第１処理領域４４０ａは、当該開始点からアーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂから舌側方向に隙間を空けた平面まで延在する。第２処理領域４４０ｂは、第１処理領域４４０ａと隣り合っており、第１処理領域４４０ａから唇側に延在する。第２処理領域４４０ｂの一部は、ベース面４３３ａ、４３３ｂ並びにアーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂの咬合側表面４３４ａ、４３４ｂ及び歯肉側表面４３６ａ、４３６ｂに沿って配置される。また、第２処理領域４４０ｂの一部は、結合ウィング４１６ａ、４１６ｂ、４１８ａ、４１８ｂのアーチ状領域４５０上又は当該アーチ状領域にも配置されている。第３処理領域４４０ｃは、第２処理領域４４０ｂと隣り合っており、第２処理領域４４０ｂからブラケット本体部４１２の唇側部４３０まで、唇側に延在する。より具体的には、第３処理領域４４０ｃは、基本的に、結合ウィング４１６、４１８のアーチ状領域４５０又はその近傍で開始し、当該アーチ状領域４５０からブラケット本体部４１２の唇側表面４５２及び結合ウィング４１６ａ、４１６ｂ、４１８ａ、４１８ｂまで、唇側に延在する。また、第３処理領域４４０ｃの一部は、近心端面４４６及び遠心端面４４８並びにアーチワイヤスロット４１４の近心面及び遠心面４３４、４３６にも配置される。

処理領域４４０ａ、４４０ｂ、４４０ｃはそれぞれ、ベース合金組成の変化に対応し得る。上述のように、具体的にはアーチワイヤに関して、処理領域４４０ａ、４４０ｂ、４４０ｃはそれぞれ、口腔温度におけるオーステナイトとマルテンサイトとの相分率が異なっていてよい。従って、各領域の応力−歪みの関係は、衝撃負荷に対して異なった振る舞いをする。図５１に示す層状のブラケット本体部４１２は衝撃エネルギーを吸収することができるため、ブラケット本体部４１２と歯との間の接着剤結合部が当該接着剤結合部を破壊するのに十分な応力を受ける可能性が低減され得る。

本発明の各実施形態が図５１に図示した層状ブラケットに限定されるものではないことは理解されよう。レーザービーム等のエネルギービームでブラケット本体部を処理することにより、任意の数の処理領域及び未処理領域の構成を形成することができる。これに限定されるものではないが、例えば、図５２〜５４（類似の参照番号は図５１における類似の特徴を示す）を参照すると、歯列矯正ブラケット４１０は、図５２及び図５４に示すように、結合ウィング４１６ａ、４１６ｂ、４１８ａ、４１８ｂのアーチ状領域４５０それぞれにおいて処理領域４４０を含み得る。更なる例示として、図５３を参照すると、別の実施形態において、処理領域４４０は、アーチワイヤスロット４１４ａ、４１４ｂのベース面４３３を含み得る。処理領域４４０は、各結合ウィング４１６ａ、４１６ｂ、４１８ａ、４１８ｂまで延在し、当該各結合ウィングを含む。他の実施形態と同様に、処理領域４４０が表面部分内、表面部分上、又は表面部分に含まれるように記載されている場合であっても、処理領域４４０は表面を越えて本体部内へ所定深さまで延在し得ることは理解されよう。また、異なる処理領域４４０間又は処理領域と未処理領域との間の化学組成の違いは、各領域間の描写された点で正確に生じるわけではないことが理解されよう。むしろ、化学組成の違いは徐々に生じ得るものであり、顕微鏡分析等の既知の方法により可視化される。

様々な好ましい実施形態を説明することにより本発明を解説してきた。また、これらの実施形態についてある程度詳細に説明してきた。しかしながら、添付の特許請求の範囲をこのような詳細な実施形態に限定したり何らかの限定を設けたりすることは、発明者の意図するところではない。更なる利点及び修正が当業者には容易に明らかとなろう。例えば、本明細書に記載の各実施形態では、初めのベース合金組成とは異なる合金組成を有する処理領域が示されているが、単一金属製の歯列矯正器具が異なる機械的及び／又は化学的性質を持つ複数の領域を有してもよい。更に、当該領域がそれぞれ歯列矯正治療を容易にするために協働してもよい。本発明の様々な特徴は、必要に応じて、また使用者の好みに応じて、単独で又は任意に組み合わせて使用することができる。

１１０ クラウン
１１２、１３４、１５２ 本体部
１１４、１３６ 側壁
１１６ 冠状部
１１８ 頂端縁
１２０、１４２、１６４ 開口部
１２４、１４４、１７０ 内面
１２６、１４６、１７３、１８４、２４６、３４０、４４０ 処理領域
１２８、１７５ 未処理領域
１３０、１４７、１６８ 外面
１３２ バンド
１３８ 冠状縁
１４０ 頂端縁
１５０ 停止具
１５４ 第１部分
１５６ 第２部分
１５８、１６０ レッジ、リップ
１６２ 長手軸
１６６ 第３部分
１７２ フック
１７４、１７８、１８２ リブ
１７６ 第１周縁部
１７７ 第２周縁部
１８０ 半円状隙間空間
２１０、３１０、４１０、５００ 歯列矯正ブラケット
２１２、３１２、４１２、５１２ 本体部
２１４、３１６、４１４、５１６ アーチワイヤスロット
２１５ アーチワイヤ
２１６、２１８、３６８、３７２、４１６、４１８ 結合ウィング
２２０、３２０、４２０ 舌側部
２２２、３２２、４２２ 咬合側部
２２４、３２４、４２４ 歯肉側部
２２６、３２６、４２６ 近心側部
２２８、３２８、４２８ 遠心側部
２３０、３３０、４３０ 唇側部
２３１ 近心部分
２３２、３３４、４３３ ベース面
２３３ 遠心部分
２３６ 結紮部
２３７ 中央部分
２３８ 間隔
２４０ 歯肉側壁部
２４２ 咬合側壁部
２４４ 突出部
２４５ ブリッジ
２４８ テーパ領域
２５０ 近心面部分
２５２ 遠心面部分
２５４ 中央面部分
３１４、５１４ 結紮クリップ
３３２、４３２ パッド
３３４、３３６、３３８ スロット表面
３４４ 唇側部分
３４６ 歯肉側部分
３４８ 舌側部分
３６０、５２０ 歯肉側本体部分
３６２、５１８ 咬合側本体部分
３６４ 棚状部材
３６６ ブリッジ部材
３７０ ツール用リセス
４４６ 近心端面
４４８ 遠心端面
４５０ アーチ状領域
４５２ 唇側表面

Claims (28)

1. 少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金と、前記ベース合金組成の前記金属元素のうち少なくとも一つが減少した合金組成を有する処理領域と、から成る部分を備える歯列矯正器具。
2. 前記形状記憶合金がニッケルチタン合金（ＮｉＴｉ）であり、前記処理領域の前記合金組成は、前記ベース合金組成に対してニッケルが減少したものであることを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
3. 前記形状記憶合金が銅クロムニッケルチタン合金（ＣｕＣｒＮｉＴｉ）であり、前記処理領域の前記合金組成は、前記ベース合金組成に対してニッケル及び／又はチタンが減少したものであることを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
4. 前記形状記憶合金が銅アルミニウムニッケル合金（ＣｕＡｌＮｉ）であり、前記処理領域の前記合金組成は、前記ベース合金組成に対して少なくとも銅が減少したものであることを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
5. 前記形状記憶合金が銅アルミニウムニッケル合金（ＣｕＡｌＮｉ）であり、前記処理領域の前記合金組成は、前記ベース合金組成に対して少なくともアルミニウムが減少したものであることを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
6. 前記ベース合金組成が第１オーステナイト終端温度を有し、前記処理領域が前記第１オーステナイト終端温度より高いオーステナイト終端温度を有することを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
7. 前記部分がアーチワイヤの一部、停止具の一部、フックの一部、クラウンの一部、バンドの一部、又は歯列矯正ブラケットの一部を形成していることを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
8. 前記歯列矯正器具がアーチワイヤであり、前記アーチワイヤが一端から他端まで測定した長さを有し、前記部分が前記アーチワイヤの前記長さ方向に沿った第１区域を含むことを特徴とする、請求項１に記載の歯列矯正器具。
9. 前記アーチワイヤは第２区域を形成する未処理領域を含み、前記未処理領域が前記ベース合金組成を有し、前記第２区域が前記第１区域と隣り合っていることを特徴とする、請求項８に記載の歯列矯正器具。
10. 歯列矯正アーチワイヤを設置するための歯列矯正器具であって、
    少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成るＣ字状本体部であって、前記アーチワイヤに係合するように構成されると共に第１部分、第２部分、及び第３部分並びに処理領域を備えるＣ字状本体部を備え、
    前記第１部分及び前記第２部分は、互いに対向すると共に前記第１部分と前記第２部分との間に開口部を画定し、前記第３部分は、前記第１部分と前記第２部分との間に延在すると共に前記開口部と対向しており、
    前記処理領域は、前記第１部分、前記第２部分、及び前記第３部分のうち少なくとも一つの一部を形成しており、前記処理領域において前記ベース合金組成の前記金属元素のうち少なくとも一つが減少していることを特徴とする、歯列矯正器具。
11. 前記Ｃ字状本体部は、加熱されると開位置と閉位置との間を移行するように構成されており、前記閉位置においては、機械的入力なしで前記アーチワイヤに係合するように構成されていることを特徴とする、請求項１０に記載の歯列矯正器具。
12. 前記第１部分、前記第２部分、又は前記第３部分のうち少なくとも一つの内面に沿って前記処理領域が露出していることを特徴とする、請求項１０に記載の歯列矯正器具。
13. 前記Ｃ字状本体部が周縁部を有し、前記内面は、前記アーチワイヤと接触すると塑性変形するように構成された少なくとも一つのリブを含むことを特徴とする、請求項１０に記載の歯列矯正器具。
14. 歯に設置するための歯列矯正器具であって、
    少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成る本体部であって、前記歯を受容するための開口部を画定する頂端縁を有する側壁を含む本体部を備え、
    前記側壁は、前記ベース合金組成の前記金属元素のうち少なくとも一つが減少した処理領域を更に含むことを特徴とする、歯列矯正器具。
15. 前記本体部は、前記歯と接触するように構成された内面であって前記処理領域を含む内面を更に備えることを特徴とする、請求項１４に記載の歯列矯正器具。
16. 前記内面の前記処理領域は、人間の体温又はその近傍の温度において、前記本体部の未処理領域より高い展延性を有することを特徴とする、請求項１４に記載の歯列矯正器具。
17. 前記本体部が、接着剤なしで前記歯に対して所定位置に留まるように構成されていることを特徴とする、請求項１４に記載の歯列矯正器具。
18. 前記本体部は、動作温度まで加熱すると、変形して拡がった状態から収縮状態へ移行するように構成されていることを特徴とする、請求項１４に記載の歯列矯正器具。
19. アーチワイヤを歯と結合させるための歯列矯正ブラケットであって、
    少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成るブラケット本体部であって、歯に据え付けられるように構成されたブラケット本体部を備え、
    前記ブラケット本体部は、前記アーチワイヤをその中に受容するように構成されたアーチワイヤスロットと、前記ブラケット本体部の少なくとも一部を形成する処理領域であって、前記ベース合金組成の前記金属元素のうち少なくとも一つが減少した処理領域と、を含むことを特徴とする、歯列矯正ブラケット。
20. 前記ブラケット本体部は、前記歯列矯正ブラケットが自己結紮型歯列矯正ブラケットとなるように、開位置と閉位置とを有する一体型結紮部材を更に備え、前記一体型結紮部材が前記処理領域を含むことを特徴とする、請求項１９に記載の歯列矯正ブラケット。
21. 前記処理領域は、歯列矯正治療中に超弾性を示すように構成されていることを特徴とする、請求項２０に記載の歯列矯正ブラケット。
22. 前記ブラケット本体部が前記ベース合金組成を有する未処理領域を含み、前記未処理領域が歯列矯正治療中に超弾性を示さないことを特徴とする、請求項１９に記載の歯列矯正ブラケット。
23. 通常の口腔の動作温度未満の温度範囲において、前記処理領域が形状記憶特性を有することを特徴とする、請求項１９に記載の歯列矯正ブラケット。
24. 歯列矯正器具を製造する方法であって、
    少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成る前記歯列矯正器具をエネルギー源に曝すステップと；
    前記エネルギー源で前記歯列矯正器具の表面を処理することにより、前記表面を含む領域から前記金属元素のうち少なくとも一つを除去し、これにより前記ベース合金組成に対して少なくとも一つの金属元素が減少した処理領域を形成するステップと、
    を含む方法。
25. 前記歯列矯正器具がアーチワイヤ、停止具、フック、バンド、クラウン、及び歯列矯正ブラケットから成る群のうちの一つであることを特徴とする、請求項２５に記載の歯列矯正器具の製造方法。
26. 歯列矯正器具を使用する方法であって、
    前記歯列矯正器具は、少なくとも二つの異なる金属元素から成るベース合金組成を有する形状記憶合金から成ると共に、前記ベース合金組成から少なくとも一つの金属元素が減少した組成を有する処理領域を含み、
    通常の口腔温度とは異なる温度で前記歯列矯正器具を保存する保存ステップと；
    前記歯列矯正器具を患者の口内に装着することにより、前記処理領域の相分率が前記ベース合金組成の相分率と異なるものとなる装着ステップと、
    を含む方法。
27. 前記保存ステップが、前記通常の口腔温度未満の温度で保存する工程を含むことを特徴とする、請求項２６に記載の使用方法。
28. 前記装着ステップ後、治療中に、前記歯列矯正器具の温度を下降させることにより、オーステナイトに対するマルテンサイトの割合を増加させると共に前記処理領域の一部を含む前記歯列矯正器具を塑性変形させるステップを更に含むことを特徴とする、請求項２６に記載の使用方法。