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

歯列矯正器具並びに当該器具の作製方法及び使用方法 Download PDF

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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と表され、「オーステナイト終端温度」と呼ばれる。A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又はA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、M、A、及びM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を狙って得ている。A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がベース合金又はベース組成物のA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TiNi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)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がベース合金又はベース組成物のA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に対して処理領域126でAが上昇している。処理領域126のA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とほぼ同じ温度又はA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はベース合金組成物のAよりも高い。処理領域126のAがベース合金組成物のA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、M、A、及びA)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はベース合金組成物のA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と比較してA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は処理領域184のAより高い。ここで、処理領域184のAはベース合金組成物のA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は、ベース合金のA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未満、M未満、又はM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。
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