JP2022535720A - ＮｉＴｉ合金の歯内治療器具を製造または改変する方法 - Google Patents
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Abstract
本発明は、熱処理を含む、ＮｉＴｉ合金から作製される歯内治療器具を製造または改変する方法に関する。本発明はさらに、好ましくは本方法によって得られる、サイクル疲労回復力に関して優れた特性を有する歯内治療器具に関する。
Description
本発明は、歯科で使用するための器具の技術分野に関する。より具体的には、本発明は、根管治療のための歯内治療器具に関する。
根管治療では、歯内治療器具を使用して、細長い先細りの根管を洗浄し拡大する。ファイルが根管の形状に適合するためには、ファイルは柔軟でなければならない。超弾性のファイルを使用することが提案されている。典型的には、超弾性を得るために、ニッケルチタン合金（ＮｉＴｉ）が使用され、例えば、５５重量％がニッケルであり得、４５重量％がチタンであり得る（欧州特許第１ ７４５ ７５７号明細書）。しかしながら、ファイルはまた、応力および歪み耐性ならびにサイクル疲労に関して高い期待を満たさなければならない。
根管治療のための歯内治療用ファイルの最も重要な特性の１つは、サイクル疲労に対する良好な回復力である。湾曲した根管内で回転するときに歯内治療用ファイルが破損した場合、断片の除去は困難であり、時間がかかり、患者にとっての関連する健康上のリスクはかなり大きい。
ねじり破損に対する高い耐性を得るために、分割時に形状を維持し、鋭利な刃先を提供するために、当技術分野では、ＮｉＴｉ合金に対して約５００℃の温度で１～２時間の間、ＮｉＴｉ合金の歯内治療器具ブランクを処理することが提案されている（欧州特許第１ ７５３ ３６１号明細書）。同じ刊行物において、本質的に熱処理を含む蒸着によってコーティングを適用することも提案されている。
欧州特許第３ ３７５ ５５７号明細書は、表面処理（放電加工）を受ける歯内治療器具用のブランクを開示している。そのようなＥＤＭ処理は本質的に熱の発生を含む。しかしながら、入熱時間は短く、ファイルの表面の特性に対する効果のために方法が選択される。
したがって、歯内治療用ファイルのブランクの熱処理は当技術分野で知られているが、そのようなファイルのサイクル疲労抵抗は依然として不十分である。特に、ブランクが約１時間の短い温度サイクルしか受けない場合、ブランクのサイクル疲労特性は未処理のファイルと比較して変化しないか、または悪化することさえある。これは、ファイルの表面の有害な酸化、低い相転移温度、および／または材料の構造欠陥に起因し得る。
したがって、本発明の目的は、当該分野で既知の歯内治療器具の欠点を克服することである。より具体的には、本発明の目的は、超弾性ＮｉＴｉ合金から作製される歯内治療器具を製造または改変する方法であって、サイクル疲労に対する回復力が向上し、したがって根管治療に使用するのにより簡便で、より長く持続し、より安全である方法を提供することである。
この目的は、特許請求の範囲に記載の方法および歯内治療器具によって達成される。
この方法は、ニッケルチタン合金（以下、ＮｉＴｉ合金）から作製される歯内治療器具を製造または改変することに関する。本方法は、熱処理を行うことを含み、
－形状記憶合金で作製された、好ましくは２５℃で超弾性特性を有するＮｉＴｉ歯内治療器具を提供するステップと、
－歯内治療器具を第１の温度範囲、５５０°Ｃ～６２５°Ｃ、好ましくは５６０°Ｃ～６１０°Ｃ、より好ましくは２６０°Ｃ～６００°Ｃ、さらにより好ましくは５７０°Ｃ～５９０°Ｃ、に加熱するステップと、
－２０分～９０分、好ましくは３０分～７０分、およびより好ましくは４５分～６０分の第１の期間中、歯内治療器具を第１の温度範囲に維持するステップと、
続いて、
－歯内治療器具を第２の温度範囲、４００°Ｃ～５４９°Ｃ、好ましくは４５０°Ｃ～５３０°Ｃ、およびより好ましくは４７５°Ｃ～５１５°Ｃ、まで冷却できるようにするステップと、
－少なくとも１８０分、好ましくは１９０～３００分、より好ましくは２１０～２７０分、さらにより好ましくは２２０～２６０分の第２の期間中、歯内治療器具を第２の温度範囲に維持するステップと、
を含む。
この方法は、ニッケルチタン合金（以下、ＮｉＴｉ合金）から作製される歯内治療器具を製造または改変することに関する。本方法は、熱処理を行うことを含み、
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－２０分～９０分、好ましくは３０分～７０分、およびより好ましくは４５分～６０分の第１の期間中、歯内治療器具を第１の温度範囲に維持するステップと、
続いて、
－歯内治療器具を第２の温度範囲、４００°Ｃ～５４９°Ｃ、好ましくは４５０°Ｃ～５３０°Ｃ、およびより好ましくは４７５°Ｃ～５１５°Ｃ、まで冷却できるようにするステップと、
－少なくとも１８０分、好ましくは１９０～３００分、より好ましくは２１０～２７０分、さらにより好ましくは２２０～２６０分の第２の期間中、歯内治療器具を第２の温度範囲に維持するステップと、
を含む。
超弾性特性を有するＮｉＴｉ歯内治療器具は、当技術分野で既知の合金から作製される。チタン合金は、例えば、α－チタン合金、β－チタン合金、α－β－チタン合金、およびニッケル－チタン合金から選択することができる。本発明のこの実施形態で使用するためのα－チタン合金、β－チタン合金、α－β－チタン合金の非限定的な例は、Ｔｉ－５ＡＩ－２．５Ｓｎ α合金；Ｔｉ－５Ａｌ－２．５Ｓｎ－ＥＬＩ（低Ｏ２）α合金；Ｔｉ－３Ａｌ－２．５Ｖ α合金；Ｔｉ－５Ａｌ－５Ｚｒ－５Ｓｎ α合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｃｂ－１Ｔａ－０．８Ｍｏ α合金；Ｔｉ－５Ａｌ－５Ｓｎ－２Ｚｒ－２Ｍｏ－０．２５Ｓｉ ニアα合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｎｂ－１Ｔａ－１Ｍｏ ニアα合金；Ｔｉ－８Ａｌ－１Ｍｏ－１Ｖ ニアα合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－４Ｚｒ－２Ｍｏ ニアα合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－１．５Ｚｒ－１Ｍｏ－０．３５Ｂｉ－０．１ Ｓｉ ニアα合金；Ｔｉ－２．２５－Ａｌ－１１Ｓｎ－５Ｚｒ－１Ｍｏ－０．２Ｓｉ ニアα合金；Ｔｉ－３Ａｌ－２．５Ｖ α－β合金；Ｔｉ－１０Ｖ－２Ｆｅ－３Ａｌ α－β合金；Ｔｉ－５ＡＩ－２Ｓｎ－２Ｚｒ－４Ｍｏ－４Ｃｒ α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－４Ｚｒ－６Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－４Ａｌ－４Ｍｎ α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－２Ｚｒ－２Ｍｏ－２Ｃｒ－０．２５Ｓｉ α－β合金；Ｔｉ－４Ａｌ－３Ｍｏ－１Ｖ α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－４Ｚｒ－６Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－１１ Ｓｎ－５Ｚｒ－２ＡＩ－１ Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－６ＡＩ－４Ｖ α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－４Ｖ－ＥＬＩ（低Ｏ２）α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－６Ｖ－２Ｓｎ－０．７５Ｃｕ α－β合金；Ｔｉ－７Ａｌ－４Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－６Ａｌ－２Ｓｎ－４Ｚｒ－２Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－，５Ａｌ－１．５Ｆｅ－１．５Ｃｒ－１．５Ｍｏ α－β合金；Ｔｉ－８Ｍｎ α－β合金；Ｔｉ－８Ｍｏ－８Ｖ－２Ｆｅ－３Ａｌ β合金；Ｔｉ－１１．５Ｍｏ－６Ｚｒ－４．５Ｓｎ β合金；Ｔｉ－３Ａｌ－８Ｖ－６Ｃｒ－４Ｍｏ－４Ｚｒ β合金；およびＴｉ－３Ａｌ－１３Ｖ－１１Ｃｒ β合金（数は重量パーセントである）である。シャンクに使用されるチタン合金は、５４～５７重量パーセントのニッケルおよび４３～４６重量パーセントのチタンを含むことができる。ＮｉＴｉ合金は、モリブデン、スズ、ビスマス、タンタル、バナジウム、ジルコニウム、ニオブ、クロム、コバルト、ニッケル、マンガン、鉄、アルミニウム、銅、および／またはランタンから選択される金属の安定化量を含んでも含まなくてもよい。
熱処理によって、完成した器具の優れたサイクル疲労特性および優れた引張強度を達成できることが示されている。熱処理は、異なる温度で少なくとも２つの処理ステップを必要とする：熱処理の第１のステップは比較的高い温度で実行され、熱処理の第２のステップは明らかに低い温度だが、より長い期間にわたって実行される。ステップは、本発明の改善された結果を達成するために組み合わせて必要とされる。処理は、合金の転移温度を３７°Ｃ以上にシフトさせ、材料の微細構造の欠陥を修正し、応力を緩和する。合金は均質化される。亀裂の開始および伝播が低減され、材料は機械的負荷を補償するのにより適している。第１および第２の温度範囲での熱処理の全体的な影響は、完成した器具のサイクル疲労に対する耐性の実質的な増加である。
無負荷状態の歯内治療器具の作用部分は実質的に直線状であり、特に、歯内治療器具は無負荷状態で屈曲形状、曲線形状、または螺旋形状を有しないことが好ましい。無負荷状態とは、器具に機械的な力が加えられていないことを意味する。歯内治療用ファイルの一部を偏向させること、および／または歯内治療用ファイルの一部を所定の非線形形状に配向させることは、熱処理の第１または第２のステップのいずれの機能でもない。特に、熱処理の第１および第２のステップはいずれも、従来のファイルの一部を受け入れるための型の整形セクションにファイルが配置され、したがって、それらを湾曲形状、螺旋形状、コルクスクリュー形状などに押し込むように実行されない。
好ましい実施形態では、歯内治療器具を第２の温度範囲に維持した後、９０分～１５０分の期間にわたって、好ましくは１１０分～１３０分の期間にわたって、歯内治療器具を２５０°Ｃ～３５０°Ｃ、好ましくは２７５°Ｃ～３２５°Ｃの第３の温度範囲まで冷却できるようにする。冷却速度は一定に保たれる、すなわち、０．２°Ｃ／分～３．３°Ｃ／分の間で実質的に一定の値を有し、±３０％以下の変動を有することが特に好ましい。制御された冷却は、完成した材料の長さおよび断面にわたって均質な相転移温度を支持することができる。
熱処理後、歯内治療器具は、好ましくは、周囲条件、すなわち２５°Ｃの温度および１０００バールで空気中で冷却できるようにする。歯内治療器具はまた、歯内治療器具を液体浴、好ましくは水中に置くことによってクエンチされ得る。しかしながら、周囲空気での冷却は、結果として生じる器具のサイクル疲労に対する耐性に関してわずかにより良好であることが証明されている。
少なくとも第１の温度範囲で生じる熱処理ステップは、真空中または不活性ガス雰囲気中で実行されることが好ましい。より正確には、歯内治療器具が５５０°Ｃ以上の温度に保たれるときはいつでも、例えば、アルゴン、クリプトン、キセノン、ラドン、または真空の不活性ガス雰囲気が、ファイルの表面が酸化するのを防止するために維持される。
指定された第１の範囲および指定された第２の範囲内の経時的な温度は、１つまたはいくつかの極大値または極小値で一定、上昇、減少、または湾曲することができる。しかしながら、歯内治療器具は、第１の期間中、第１の実質的に一定温度、および／または第２の期間中、第２の実質的に一定温度に保たれることが好ましい。器具は、第１の一定温度、例えば５７５°Ｃ（±２°Ｃ）で第１の期間中、および第２の一定温度、例えば５００°Ｃ（±２°Ｃ）で第２の期間中、維持されることが特に好ましい。
本発明の一態様は、上記の方法によって得られる歯内治療器具に関する。上記のような方法によって得られる歯内治療器具は、いくつかの有利な特性を有する。特に、歯内治療器具は、サイクル疲労に対する高い耐性を有し、変形によって機械的歪みを十分に補償することができる。
無負荷状態の上記の歯内治療器具は実質的に直線状であり、特に、歯内治療器具の作用部分は無負荷状態で屈曲形状、曲線形状、または螺旋形状を有しないことが好ましい。使用される材料および方法に起因して、歯内治療用ファイルは湾曲した根管に適応するための適切な柔軟性を有するので、所定の整形は必要ではない。
本発明の一態様は、好ましくは上記の方法により得られた歯内治療器具に関し、歯内治療器具は、少なくとも４０００、好ましくは少なくとも４３００、より好ましくは少なくとも４５００の平均故障サイクル数を有する。
「平均」とは、算術平均であると理解される。故障サイクル数は、サンプルを、サンプルが破損するまで、ステンレス鋼ブロックから削り出し、ガラス板で覆った湾曲した溝内で回転させて測定する。溝は、幅ｂが１．５ｍｍ、深さｄが２ｍｍ、全長Ｌ１＋Ｂ＋Ｌ２が２．１ｃｍ、Ｌ１が１０．５ｍｍ、Ｌ２が３ｍｍであり、曲率半径Ｒが８．２５ｍｍを有する６０°の曲率および円弧長Ｂを有していた。ファイルをエンドモータに取り付け、管の前端に触れないようにしながらステンレス鋼製の管に最大限導入した。試験は２０°Ｃ、回転速度５００ｒｐｍで実行した。回転数は、光学的手段（ステンレス鋼溝を横方向に閉鎖するガラス板を通して監視する）によってカウントした。
本発明の一態様では、歯内治療器具は、
－第１の温度範囲内で生じる熱処理のステップにのみ供された、または
－第２の温度範囲内で生じる熱処理のステップにのみ供された、
同一ファイルのサイクル疲労値から計算された、
サイクル疲労試験における性能が少なくとも２０％、好ましくは少なくとも２５％改善される。
－第１の温度範囲内で生じる熱処理のステップにのみ供された、または
－第２の温度範囲内で生じる熱処理のステップにのみ供された、
同一ファイルのサイクル疲労値から計算された、
サイクル疲労試験における性能が少なくとも２０％、好ましくは少なくとも２５％改善される。
このような器具は、上記のような方法により得ることができる。
特に、歯内治療器具は、２５°Ｃの室温で擬似塑性挙動、および歯内治療器具の相転移温度を超える温度で超弾性挙動を有する。歯内治療器具は、ＡＳＴＭ Ｆ２０８２／Ｆ２０８２Ｍに基づく屈曲および自由回復試験方法に従って測定して、少なくとも３７°Ｃ、好ましくは少なくとも４０°Ｃ、より好ましくは４５～７０°Ｃの相転移温度を有する。
特に、歯内治療器具は、２５°Ｃの室温で擬似塑性挙動、および歯内治療器具の相転移温度を超える温度で超弾性挙動を有する。歯内治療器具は、ＡＳＴＭ Ｆ２０８２／Ｆ２０８２Ｍに基づく屈曲および自由回復試験方法に従って測定して、少なくとも３７°Ｃ、好ましくは少なくとも４０°Ｃ、より好ましくは４５～７０°Ｃの相転移温度を有する。
ＡＳＴＭ Ｆ２０８２／Ｆ２０８２Ｍに基づく屈曲および自由回復試験方法では、ファイルは名目上完全にマルテンサイト相に冷却される。次いで、ファイルが変形され、そのより広い近位端がホルダに固定される。試験片は、周囲空気中でその完全オーステナイト相まで加熱される。加熱中、試験片の先端に適用されたマーカーの動きが測定され、試験片の温度に対してプロットされる。温度上昇（１Ｋ／分）は、ファイルがその初期形状に完全に回復するまで適用される。オーステナイト終了温度（Ａｆ；ＮｉＴｉ形状記憶合金の標準用語、Ｆ２００５－０５（２０１５）による定義）は、９０％回復可能変形方法を使用して測定される。本明細書で特に指定されない限り、ＡＳＴＭ Ｆ２０８２／２０８２Ｍによるパラメータが適用される。
相転移温度は、特に根管治療中に存在する関連温度で、変形によって機械的負荷を補償する合金の優れた能力を説明する。
本発明は、以下の実施例および図に基づいてよりよく理解することができる。実施例は、本発明をさらに説明するために提示されており、本発明を限定することを意図するものではない。
実施例１
超弾性特性を有するＮｉＴｉ合金のＣｏｌｔｅｎｅ（サイズ／テーパ ３０／０．０４）による６０個のＨｙＦｌｅｘ ＣＭファイルを用意した。ファイルは、少なくとも１つの切削ブレードが螺旋形状に設けられたシャンクの軸方向長さの周りに沿ってシャンクの遠位端から延びる作用部分を有した。ファイルは粉砕によって製造した。製造にはある程度の冷間加工が含まれていたが、焼鈍ステップも含まれ得る。
超弾性特性を有するＮｉＴｉ合金のＣｏｌｔｅｎｅ（サイズ／テーパ ３０／０．０４）による６０個のＨｙＦｌｅｘ ＣＭファイルを用意した。ファイルは、少なくとも１つの切削ブレードが螺旋形状に設けられたシャンクの軸方向長さの周りに沿ってシャンクの遠位端から延びる作用部分を有した。ファイルは粉砕によって製造した。製造にはある程度の冷間加工が含まれていたが、焼鈍ステップも含まれ得る。
それぞれ１０個のファイルのアンサンブルをチタン容器に入れた（グレード１）。２つのチタン容器（すなわち、２０ファイル）を石英ホルダに入れ、ゲッタ材料で覆った。続いて、図１～図３に示すように、３つの石英ホルダを処理のために真空炉に個別に入れた。炉内の圧力を３×１０－３バールに下げ、サンプルを０．２Ｌ／分のアルゴンガス流の下でセットした。
２０個のファイル５００Ｃ＿７５ｍｉｎを５００°Ｃで７５分間保持し、それらのうちの１０個を熱処理直後に水中で急速にクエンチし、それらのうちの１０個を周囲空気中で冷却した（図１）。
２０個のファイル５００＿３００を５００°Ｃで４時間保持し、１．７°Ｃ／分の一定の冷却速度で２時間かけて３００°Ｃまで冷却した。それらのうちの１０個を熱処理直後に水中でクエンチし、それらのうちの１０個を周囲空気で冷却した（図２）。
２０個のファイル５７５＿５００＿３００を５７５°Ｃで４５分間保持し、１５分間かけて５００°Ｃまで冷却し、５００°Ｃで４時間保持し、１．７°Ｃ／分の一定の冷却速度で２時間かけて３００°Ｃまで冷却した。ファイルのうちの１０個を熱処理直後に水中でクエンチし、それらのうちの１０個を周囲空気で冷却した（図３）。
サイクル疲労は、サンプルを、サンプルが破損するまで、ステンレス鋼ブロックから削り出し、ガラス板で覆った湾曲した溝内で回転させて測定した。溝は、幅ｂが１．５ｍｍ、深さｄが２ｍｍ、全長Ｌ１＋Ｂ＋Ｌ２が２．１ｃｍ、Ｌ１が１０．５ｍｍ、Ｌ２が３ｍｍであり、曲率半径Ｒが８．２５ｍｍを有する６０°の曲率および円弧長Ｂを有していた。図４ａは、湾曲した溝３を有するステンレス鋼ブロック１の概略正面図である。ガラス板は図４ａには示されていない。図４ｂは、寸法ｂおよびｄを有する溝３を有するステンレス鋼ブロック１の上面図である。ガラス板２は、ステンレス鋼ブロックから削り出した溝３の延在部全体を覆うように取り付けられる。ファイルをエンドモータに取り付け、管の前端に触れないようにしながら、ガラス板で覆われたステンレス鋼溝に最大限導入した。試験は２０°Ｃ、回転速度５００ｒｐｍで実行した。回転数は、光学的手段（ステンレス鋼溝を横方向に閉鎖するガラス板２を通して監視する）によってカウントした。
図５から分かるように、わずか７５分（５００Ｃ＿７５ｍｉｎ）の間に５００°で簡単な処理を受けたファイルは、サイクル疲労試験では十分に機能せず、平均４４４故障サイクル（水中でのクエンチ；５００Ｃ＿７５ｍｉｎ＿Ｗ）、または平均４４６故障サイクル（周囲空気での冷却；５００Ｃ＿７５ｍｉｎ＿Ａ）であった。３００°Ｃに制御された冷却を伴って５００°Ｃで４時間簡単な処理を受けたファイル（５００＿３００）は、かなり良好に機能し、平均３５８３故障サイクル（水中でのクエンチ；５００＿３００＿Ｗ）、または平均３６３４故障サイクル（周囲空気の冷却；５００＿３００＿Ａ）であった。
しかしながら、第１および第２の温度範囲（５７５＿５００＿３００）で複合熱処理を受けたファイルは明らかにより良好に機能した。水中でクエンチしたサンプルは、平均５３１５サイクル後に故障した（５７５＿５００＿３００＿Ｗ）。空気中でクエンチしたサンプルは、平均５４５０サイクル後に故障した（５７５＿５００＿３００＿Ａ）。これは、最良の比較群（それぞれ水／空気中でクエンチした５００＿３００）のサイクル疲労値から計算して、少なくとも４８％のサイクル疲労に対する耐性の改善に相当する。周囲空気中でのクエンチは、一般に、水中でクエンチしたファイルと比較して、サイクル疲労試験におけるファイルの性能を改善した。
ファイル５７５＿５００＿３００のサイクル疲労に対する耐性の劇的な改善は、熱処理における経時的な単なる応力緩和によって説明することができない。この効果は、ＮｉリッチＮｉ４Ｔｉ３の析出、微細構造欠陥の低減、および均質化された微細構造の複合効果の結果であり得る。示差走査熱量測定（ＤＳＣ）によるＮｉＴｉワイヤの熱的特性評価により、熱処理が合金の相転移温度に影響を与えることを確認する。未処理合金は、室温でオーステナイト／超弾性である（図６）。６００°Ｃで６０分間供されたＮｉＴｉ合金は、比較的低温度で生じる、より明らかな相転移ピークを示す（図７）。対照的に、本発明による第１および第２の温度範囲で熱処理を受けたＮｉＴｉ合金（６００℃で１時間、続いて５００℃で３．５時間曝露、２時間かけて３００°まで冷却）は、明確に定義されたピークと、相転移温度が約６０°Ｃ（オーステナイト変態）および２０°Ｃ（マルテンサイト変態；図８）の値への大幅なシフトとを示す。ＤＳＣ測定は、合金の相転移挙動に対する熱処理の効果を単に示すにすぎないことに留意されたい。本発明の目的のために、歯内治療器具の超弾性および擬似塑性は、屈曲および自由回復原理によって特徴付けられる。
実施例２
超弾性特性を有するＮｉＴｉ合金のＣｏｌｔｅｎｅ（サイズ／テーパ ３０／０．０４）による２０個のＨｙＦｌｅｘ ＣＭファイルの第２のバッチを用意した。先の例のように、ファイルは、少なくとも１つの切削ブレードが螺旋形状に設けられたシャンクの軸方向長さの周りに沿ってシャンクの遠位端から延びる作用部分を有した。ファイルは粉砕によって製造した。製造にはある程度の冷間加工が含まれていたが、焼鈍ステップも含まれ得る。
超弾性特性を有するＮｉＴｉ合金のＣｏｌｔｅｎｅ（サイズ／テーパ ３０／０．０４）による２０個のＨｙＦｌｅｘ ＣＭファイルの第２のバッチを用意した。先の例のように、ファイルは、少なくとも１つの切削ブレードが螺旋形状に設けられたシャンクの軸方向長さの周りに沿ってシャンクの遠位端から延びる作用部分を有した。ファイルは粉砕によって製造した。製造にはある程度の冷間加工が含まれていたが、焼鈍ステップも含まれ得る。
それぞれ１０個のファイルのアンサンブルを２つのチタン容器（グレード１）に入れた。チタン容器を石英ホルダに入れ、ゲッタ材料（グレード１）で覆った。続いて、図６および図７に示すように、石英ホルダを処理のために真空炉に個別に入れた。炉内の圧力を３×１０－３バールに下げ、サンプルを０．２Ｌ／分のアルゴンガス流の下でセットした。
１０個のファイル「５７５＿５００＿３００＿ｌｏｎｇ」を５７５°Ｃで４５分間保持し、１５分間かけて５００°Ｃまで冷却し、５００°Ｃで４時間保持し、１．７°Ｃ／分の一定の冷却速度で２時間かけて３００°Ｃまで冷却した。これらを、依然としてチタン容器内に位置させながら、熱処理直後に水中でクエンチした。温度は、図９に経時的にプロットされている。
１０個のファイル「５００＿３００＿ｌｏｎｇ」を５００°Ｃで５時間保持し、１．７°Ｃ／分の一定の冷却速度で２時間かけて３００°Ｃまで冷却した。これらを、依然としてチタン容器内に位置させながら、熱処理直後に水中でクエンチした。温度は、図１０に経時的にプロットされている。
サイクル疲労は、実施例１について上述したように、破断するまでステンレス鋼で形成された管内でサンプルを回転させることによって測定した。
図１１から分かるように、３００°Ｃへの制御された冷却を伴って５００°Ｃで５時間の簡単な処理を受けたファイル（５００＿３００＿ｌｏｎｇ）は、適度に実行され、平均２９０８故障サイクルであった。対照的に、第１および第２の温度範囲（５７５＿５００＿３００＿ｌｏｎｇ）で複合熱処理を受けたファイルは明らかにより良好に機能した。サンプルは平均４５６７サイクル後に故障した。これは、比較群（５００＿３００＿ｌｏｎｇ）のサイクル疲労値から計算して、少なくとも５５％のサイクル疲労に対する耐性の改善に相当する。
改質合金の特性評価を補完するために、単軸引張試験を実行した。したがって、引張耐性について、１２０ｍｍの９本の擬似弾性ＮｉＴｉワイヤを調べた。
３本のワイヤのセットをそれぞれ炉内で以下のとおり熱処理した。
－５００°Ｃで４時間（３０分かけて室温から目標温度まで急速に加熱することを含む）、その後２時間かけて３００°Ｃまで冷却する（０００＿０００＿Ｎ）；
－６００°Ｃで１時間（６００＿０６０＿Ｖ）；
－５７５°Ｃで４５分間、その後１５分間かけて５００°Ｃまで冷却し、ワイヤを５００°Ｃで４時間保持し、その後２時間かけて３００°Ｃまで冷却する（５７５＿ｃｏｎｔｉ＿Ｎ）；
不活性雰囲気（Ａｒ流）は、５７０°Ｃ以上の高温での初期処理（もしあれば）中にのみ維持された。炉からワイヤを取り出した後、周囲空気で冷却するためにワイヤを放置した。
－５００°Ｃで４時間（３０分かけて室温から目標温度まで急速に加熱することを含む）、その後２時間かけて３００°Ｃまで冷却する（０００＿０００＿Ｎ）；
－６００°Ｃで１時間（６００＿０６０＿Ｖ）；
－５７５°Ｃで４５分間、その後１５分間かけて５００°Ｃまで冷却し、ワイヤを５００°Ｃで４時間保持し、その後２時間かけて３００°Ｃまで冷却する（５７５＿ｃｏｎｔｉ＿Ｎ）；
不活性雰囲気（Ａｒ流）は、５７０°Ｃ以上の高温での初期処理（もしあれば）中にのみ維持された。炉からワイヤを取り出した後、周囲空気で冷却するためにワイヤを放置した。
引張試験は、ＡＳＴＭ Ｆ２６１６に基づいて実行し、延伸速度設定は、ＳＦＢ ４５９（Ｓｏｎｄｅｒｆｏｒｓｃｈｕｎｇｓｂｅｒｅｉｃｈ ｄｅｒ Ｒｕｈｒ－Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔａｅｔ Ｂｏｃｈｕｍ）の刊行物に推奨されている値に適合させた。
単軸引張試験の結果を図１２に示す。プロットから分かるように、５００°Ｃで４時間処理し、２時間かけて３００°まで冷却した基準ワイヤ（０００＿０００＿Ｎ）は、周囲温度で剛性のままである。対照的に、高温で熱処理を受けたサンプルのセットは、サンプルのスリップ／破裂の前に８０％以上の伸びに達した。高温処理のみを受けたサンプル（６００°Ｃで１時間；６００＿０６０＿Ｖ、破線）は、変形によって機械的歪みをある程度補償することができる。しかしながら、高温処理（５７５°Ｃで４５分間）を受け、この処理の後に５００°Ｃで３．５時間のより穏やかな熱処理（２時間かけて３００°までの制御された冷却；５７５＿ｃｏｎｔｉ＿Ｎ、点線）が続くサンプルは、変形による機械的歪みを最もよく補償することができた。
異なる温度範囲で段階的に複合熱処理を受けた材料のみが、微細構造の均一性と材料の引張強度との間の最適なバランスを提供し、したがって、サイクル疲労に対する優れた耐性、亀裂の開始／伝播に対する耐性、および機械的負荷に対する十分な補償を可能にすると結論付けることができる。
Claims (11)
- 熱処理を行うことによって、ＮｉＴｉ合金から作製される歯内治療器具を製造または改変する方法であって、
－形状記憶合金で作製された、好ましくは２５℃で超弾性特性を有するＮｉＴｉ歯内治療器具を提供するステップと、
－前記歯内治療器具を第１の温度範囲、５５０°Ｃ～６２５°Ｃ、好ましくは５６０°Ｃ～６１０°Ｃ、より好ましくは５６０°Ｃ～６００°Ｃ、さらにより好ましくは５７０°Ｃ～５９０°Ｃ、に加熱するステップと、
－２０分～９０分、好ましくは３０分～７０分、およびより好ましくは４５分～６０分の第１の期間中、前記歯内治療器具を前記第１の温度範囲に維持するステップと、
続いて、
－前記歯内治療器具を第２の温度範囲、４００°Ｃ～５４９°Ｃ、好ましくは４５０°Ｃ～５３０°Ｃ、およびより好ましくは４７５°Ｃ～５１５°Ｃ、まで冷却できるようにするステップと、
－少なくとも１８０分、好ましくは１９０～３００分、より好ましくは２１０～２７０分、およびさらにより好ましくは２２０～２６０分の第２の期間中、前記歯内治療器具を前記第２の温度範囲に維持するステップと、
を含む、方法。 - 無負荷状態の前記歯内治療器具の作用部分は実質的に直線状であり、特に、前記歯内治療器具は無負荷状態で屈曲形状、曲線形状、または螺旋形状を有しない、請求項１に記載の方法。
- 前記熱処理は、
－前記歯内治療器具を前記第２の温度範囲に維持した後、９０分～１５０分の期間にわたって、好ましくは１１０分～１３０分の期間にわたって、前記歯内治療器具を２５０°Ｃ～３５０°Ｃ、好ましくは２７５°Ｃ～３２５°Ｃの第３の温度範囲まで冷却できるようにするステップをさらに含む、請求項１に記載の方法。 - 前記熱処理後の前記歯内治療器具は、周囲条件で空気中で冷却される、先行する請求項のいずれか１項に記載の方法。
- 前記第１の温度範囲内で少なくとも部分的に生じる少なくとも前記ステップは、真空中または不活性ガス雰囲気中で実行される、先行する請求項のいずれか１項に記載の方法。
- 前記歯内治療器具は、前記第１の期間中、第１の実質的に一定温度に保たれ、および／または前記第２の期間中、第２の実質的に一定温度に保たれる、先行する請求項のいずれか１項に記載の方法。
- 請求項１～６のいずれか１項に記載の方法によって得られる歯内治療器具。
- 無負荷状態の前記歯内治療器具は実質的に直線状であり、特に、前記歯内治療器具の前記作用部分は無負荷状態で屈曲形状、曲線形状、または螺旋形状を有しない、請求項７に記載の歯内治療器具。
- 前記歯内治療器具は、少なくとも４０００、好ましくは少なくとも４３００、より好ましくは少なくとも４５００の平均故障サイクル数を有する、好ましくは請求項７または８に記載の歯内治療器具。
- －前記第１の温度範囲内で生じる前記熱処理のステップにのみ供された、または
－前記第２の温度範囲内で生じる前記熱処理のステップにのみ供された、
同一ファイルのサイクル疲労値から計算された、
サイクル疲労試験における性能が少なくとも２０％、好ましくは少なくとも２５％改善される、請求項７～９のいずれか１項に記載の歯内治療器具。 - ＡＳＴＭ Ｆ２０８２／Ｆ８０８２Ｍに基づく屈曲および自由回復試験方法に従って測定して、室温および少なくとも３７°Ｃ、好ましくは少なくとも４０°Ｃ、より好ましくは４５～７０°Ｃの相転移温度での擬似塑性挙動を有する、請求項７～１０のいずれか１項に記載の歯内治療器具。
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