JP3116072B2 - 矯正用ブラケット - Google Patents
矯正用ブラケットInfo
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- titanium
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- orthodontic bracket
- base
- slot
- Prior art date
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-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61C—DENTISTRY; APPARATUS OR METHODS FOR ORAL OR DENTAL HYGIENE
- A61C7/00—Orthodontics, i.e. obtaining or maintaining the desired position of teeth, e.g. by straightening, evening, regulating, separating, or by correcting malocclusions
- A61C7/12—Brackets; Arch wires; Combinations thereof; Accessories therefor
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
- A61F2/02—Prostheses implantable into the body
- A61F2/30—Joints
- A61F2/30767—Special external or bone-contacting surface, e.g. coating for improving bone ingrowth
- A61F2002/30922—Hardened surfaces
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- Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
- Dentistry (AREA)
- Epidemiology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
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- Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
- Dental Preparations (AREA)
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、一般に歯科用器具、と
りわけ良好な耐食性、患者のアレルギー疾患への危険を
最小にする良好な生体適合性、実質的により大きいスプ
リング・バック特性、現存の矯正用接着剤に対して化学
的に接続可能とする諸性質、特にブラケットのスロット
部における低い摩擦係数、そして、重量に対する高い強
度と靭性比をそれぞれ具備した矯正用ブラケットに関す
る。
りわけ良好な耐食性、患者のアレルギー疾患への危険を
最小にする良好な生体適合性、実質的により大きいスプ
リング・バック特性、現存の矯正用接着剤に対して化学
的に接続可能とする諸性質、特にブラケットのスロット
部における低い摩擦係数、そして、重量に対する高い強
度と靭性比をそれぞれ具備した矯正用ブラケットに関す
る。
【０００２】
【従来の技術】矯正用器具は、一般的に「レアクチブ」
と「アクチブ」の２つの群に分類できる。伝統的には、
ブラケットのような器具は、それらの主目的が、弧線の
ような「アクチブ」な器具で発生する力を保持する目的
で使用されるので、「レアクチブ」な器具として考えら
れてきた。その力は歯を移動させる結果となる回復力で
ある。
と「アクチブ」の２つの群に分類できる。伝統的には、
ブラケットのような器具は、それらの主目的が、弧線の
ような「アクチブ」な器具で発生する力を保持する目的
で使用されるので、「レアクチブ」な器具として考えら
れてきた。その力は歯を移動させる結果となる回復力で
ある。
【０００３】矯正用ブラケットは種々の材料でできてお
り、例えば、米国特許第４，５３６，１５４号と第４，
６５９，３０９号に記載のようなステンレス鋼、米国特
許第４，９５４，０８０号、第５，０１１，４０３号あ
るいは第５，０７１，３４４号に記載のようなセラミッ
クス、もしくは米国特許第４，５３６，１５４号に記載
のようなある種のプラスチックあるいは、米国特許第
５，０７８，５９６号に記載のようなプラスチック複合
材等がある。
り、例えば、米国特許第４，５３６，１５４号と第４，
６５９，３０９号に記載のようなステンレス鋼、米国特
許第４，９５４，０８０号、第５，０１１，４０３号あ
るいは第５，０７１，３４４号に記載のようなセラミッ
クス、もしくは米国特許第４，５３６，１５４号に記載
のようなある種のプラスチックあるいは、米国特許第
５，０７８，５９６号に記載のようなプラスチック複合
材等がある。
【０００４】セラミックスあるいは種々のステンレス鋼
製のブラケットは一般に剛性があり、強い。他方、比較
的強度が低いので、処理中に永久変形をおこす。これら
の損傷は、弧線あるいはそしゃく力のような「アクチ
ブ」な要素により発生される力の負荷による応力で伝搬
する。
製のブラケットは一般に剛性があり、強い。他方、比較
的強度が低いので、処理中に永久変形をおこす。これら
の損傷は、弧線あるいはそしゃく力のような「アクチ
ブ」な要素により発生される力の負荷による応力で伝搬
する。
【０００５】ポリカーボネートで作られたブラケットは
矯正用弧線により発生される捻り負荷の下で変形する
し、ブラケットの変色の原因ともなる水分に対する高い
吸収性を持つ。（Ｇ．Ｖ．Ｎｅｗｍａｎ；Ａｍ．Ｊ．Ｏ
ｒｔｈｏｄ．１９６９；５６；５７３−５８８）。これ
らの因子は口喉雰囲気中でのこの種のブラケットの使用
に限界を与える。
矯正用弧線により発生される捻り負荷の下で変形する
し、ブラケットの変色の原因ともなる水分に対する高い
吸収性を持つ。（Ｇ．Ｖ．Ｎｅｗｍａｎ；Ａｍ．Ｊ．Ｏ
ｒｔｈｏｄ．１９６９；５６；５７３−５８８）。これ
らの因子は口喉雰囲気中でのこの種のブラケットの使用
に限界を与える。
【０００６】セラミックス製のブラケットは極めて脆
く、極小の表面亀裂（フロー）でも破壊に至らしめるに
必要な負荷を極端に減少させる。（Ｇ．Ｅ．Ｓｃｏｔ
ｔ；Ｔｈｅ Ａｎｇｌｅ Ｏｒｔｈｏｄｏｎｔｉｓｔ；
１９８８；５８；５−８）。処理中に変形したり破損す
るブラケットは、有効的な歯の動きを阻止し、又歯の動
きの制御を不可能にするので、処理期間が長くなる。セ
ラミックス製ブラケット基盤の接着剤への化学的リテン
ションは一般にシリカとシラン・カップリング剤の塗付
により得られる。結果としての化学的接着は非常に強
く、時として、取り外しの時あるいは、突発的なそしゃ
く力の下で、エナメル質と接着剤の界面に応力を発生す
る。従って、全歯のエナメル質への永久的な損傷が発生
し、とりわけ歯内治療された歯や、広い範囲での修復さ
れた歯の場合には、結果が著しい。（Ｍ. Ｓｃｈｗａｒ
ｔｚ；Ｊ．Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｏｒｔｈｏｄ １９８
８；２２；８２−８８）。更に、セラミックス製ブラケ
ットの高い硬さのために、そしゃく過程での摩擦がエナ
メル質の摩耗を引きおこす。
く、極小の表面亀裂（フロー）でも破壊に至らしめるに
必要な負荷を極端に減少させる。（Ｇ．Ｅ．Ｓｃｏｔ
ｔ；Ｔｈｅ Ａｎｇｌｅ Ｏｒｔｈｏｄｏｎｔｉｓｔ；
１９８８；５８；５−８）。処理中に変形したり破損す
るブラケットは、有効的な歯の動きを阻止し、又歯の動
きの制御を不可能にするので、処理期間が長くなる。セ
ラミックス製ブラケット基盤の接着剤への化学的リテン
ションは一般にシリカとシラン・カップリング剤の塗付
により得られる。結果としての化学的接着は非常に強
く、時として、取り外しの時あるいは、突発的なそしゃ
く力の下で、エナメル質と接着剤の界面に応力を発生す
る。従って、全歯のエナメル質への永久的な損傷が発生
し、とりわけ歯内治療された歯や、広い範囲での修復さ
れた歯の場合には、結果が著しい。（Ｍ. Ｓｃｈｗａｒ
ｔｚ；Ｊ．Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｏｒｔｈｏｄ １９８
８；２２；８２−８８）。更に、セラミックス製ブラケ
ットの高い硬さのために、そしゃく過程での摩擦がエナ
メル質の摩耗を引きおこす。
【０００７】ブラケットの適切な接着強度は５．９から
７．８ＭＮ／ｍ２近くと推奨されている。セラミックス
では、２８．２７ＭＮ／ｍ２の高い接着強度が得られ、
これはエナメル質の凝集強度によって耐えうる応力の安
全マージンと妥協する。（Ｖ. Ｐ．Ｊｏｓｅｐｈ ｅｔ
ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈｏｄ １９９０；９７；１
２１−１２５）。これはエナメル質の破損にもつなが
る。セラミックス製ブラケットの破損自体も重大な問題
がある。ある報告によると、６．６６％にも及ぶ（ＶＰ
Ｊ；前出）。処理中に口の中で破損すると、ブラケット
の破片が不注意にも飲みこまれたり、気管の中に入って
しまう事も有りうる。
７．８ＭＮ／ｍ２近くと推奨されている。セラミックス
では、２８．２７ＭＮ／ｍ２の高い接着強度が得られ、
これはエナメル質の凝集強度によって耐えうる応力の安
全マージンと妥協する。（Ｖ. Ｐ．Ｊｏｓｅｐｈ ｅｔ
ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈｏｄ １９９０；９７；１
２１−１２５）。これはエナメル質の破損にもつなが
る。セラミックス製ブラケットの破損自体も重大な問題
がある。ある報告によると、６．６６％にも及ぶ（ＶＰ
Ｊ；前出）。処理中に口の中で破損すると、ブラケット
の破片が不注意にも飲みこまれたり、気管の中に入って
しまう事も有りうる。
【０００８】他方、せん断応力がかかると、ステンレス
鋼製のブラケットは変形し始める。これは接着剤の凝集
破壊力が得られる前にブラケットの剥がれがひきおこさ
れる。この現象はエナメル質あるいはブラケットの破損
を阻止する。ブラケットの変形や破損に至る可能性のあ
る鋼材は、いままで重要視されていなかった。
鋼製のブラケットは変形し始める。これは接着剤の凝集
破壊力が得られる前にブラケットの剥がれがひきおこさ
れる。この現象はエナメル質あるいはブラケットの破損
を阻止する。ブラケットの変形や破損に至る可能性のあ
る鋼材は、いままで重要視されていなかった。
【０００９】ブラケットの機械的強度が重要な設計上で
の考慮となっている一方、その耐食性も同様に重要であ
る。この性質は、直接にバイオデグレデーションや有毒
イオンの口喉雰囲気中への溶出を決定する。従って、生
体適合性があり高い耐食性のある材料の選択が口喉雰囲
気での使用には重要となる。
の考慮となっている一方、その耐食性も同様に重要であ
る。この性質は、直接にバイオデグレデーションや有毒
イオンの口喉雰囲気中への溶出を決定する。従って、生
体適合性があり高い耐食性のある材料の選択が口喉雰囲
気での使用には重要となる。
【００１０】ブラケットの歯への接着の過程において、
歯は従来、酸エッチ処理をし、矯正用ブラケットを接着
する。３０４型ステンレス鋼製のブラケットの使用の場
合、ボイドがあり、しかも口喉衛生が不良であると、３
０４型ステンレス鋼の隙間腐食やエナメル質の変色をひ
きおこす事となる腐食生成物が形成する報告がある。
（Ｒ．Ｍａｉｊｅｒ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈ
ｏｄ １９８２；８１；４３−４８）。
歯は従来、酸エッチ処理をし、矯正用ブラケットを接着
する。３０４型ステンレス鋼製のブラケットの使用の場
合、ボイドがあり、しかも口喉衛生が不良であると、３
０４型ステンレス鋼の隙間腐食やエナメル質の変色をひ
きおこす事となる腐食生成物が形成する報告がある。
（Ｒ．Ｍａｉｊｅｒ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈ
ｏｄ １９８２；８１；４３−４８）。
【００１１】エナメル質の変色と、腐食された器具から
溶出された重金属による粘膜アレルギーの重要な問題
は、十分に研究されている。特に、この問題が重要視さ
れる現象は、矯正に使用される凡てのステンレス鋼に含
有されるニッケルが、他のすべての金属を合わせた場合
よりも、よりアレルギー性が高いと言う事実に基づく。
更に、このイオンは、細胞毒性をも示す。ニッケル含有
のステンレス鋼（例えば、ＡＩＳＩ ３０４型や３１６
型ステンレス鋼）による過敏症の報告がある。（Ｗ．
Ｒ．Ｓｃｈｒｉｖｅｒ ｅｔ ａｌ．Ｏｒａｌ Ｓｕｒ
ｇ １９７６；４２；５７８−５８１）。
溶出された重金属による粘膜アレルギーの重要な問題
は、十分に研究されている。特に、この問題が重要視さ
れる現象は、矯正に使用される凡てのステンレス鋼に含
有されるニッケルが、他のすべての金属を合わせた場合
よりも、よりアレルギー性が高いと言う事実に基づく。
更に、このイオンは、細胞毒性をも示す。ニッケル含有
のステンレス鋼（例えば、ＡＩＳＩ ３０４型や３１６
型ステンレス鋼）による過敏症の報告がある。（Ｗ．
Ｒ．Ｓｃｈｒｉｖｅｒ ｅｔ ａｌ．Ｏｒａｌ Ｓｕｒ
ｇ １９７６；４２；５７８−５８１）。
【００１２】一方、チタンとチタン基合金は、あらゆる
金属材料の中で一番耐食性が優れている。純チタン（少
なくとも９９重量％のチタン含有）の猿へのインプラン
トでは、１年３ケ月後でも、腐食や隣接組織へのチタン
の溶出といった証拠は見つかっていない。（Ａ．Ｓｃｈ
ｒｏｅｄｅｒ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｍａｘ−Ｆａｃ．Ｓｕ
ｒｇ．１９８１；９；１５−２５頁参照）。
金属材料の中で一番耐食性が優れている。純チタン（少
なくとも９９重量％のチタン含有）の猿へのインプラン
トでは、１年３ケ月後でも、腐食や隣接組織へのチタン
の溶出といった証拠は見つかっていない。（Ａ．Ｓｃｈ
ｒｏｅｄｅｒ ｅｔ ａｌ．Ｊ．Ｍａｘ−Ｆａｃ．Ｓｕ
ｒｇ．１９８１；９；１５−２５頁参照）。
【００１３】摩擦係数も矯正用ブラケットにとり他の重
要な設計上の考慮事項である。弧線にそった歯体移動は
ブラケットと弧線の間の摩擦力に打ち勝つ必要がある。
すべり運動中のブラケットと弧線間で発生する静的と動
的摩擦力は矯正歯科機械的治療中、適切な歯の移動を可
能にするために、出きるだけ少ない方が良い。ステンレ
ス鋼製弧線に対する測定の結果、ステンレス鋼製ブラケ
ットの動的摩擦係数(０．１３９）が多結晶アルミナ製
ブラケットの値（０．１７４）よりも低い報告がある。
（Ｒ．Ｐ．Ｋｕｓｙ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈ
ｏｄ Ｄｅｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９０；９
８；３００−３１２）。この差は、乾式（空気）あるい
は湿式（人工唾液中）試験の両方で正しいとはいえ、唾
液は一種の潤滑液の役割をするので、湿式雰囲気におけ
る摩擦係数は通常、乾式中のそれよりも低い値を示す。
（Ｄ．Ｈ．Ｐｒａｔｔｅｎ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏ
ｒｔｈｏｄ Ｄｅｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９
０；９８；３９８−４０３) 。
要な設計上の考慮事項である。弧線にそった歯体移動は
ブラケットと弧線の間の摩擦力に打ち勝つ必要がある。
すべり運動中のブラケットと弧線間で発生する静的と動
的摩擦力は矯正歯科機械的治療中、適切な歯の移動を可
能にするために、出きるだけ少ない方が良い。ステンレ
ス鋼製弧線に対する測定の結果、ステンレス鋼製ブラケ
ットの動的摩擦係数(０．１３９）が多結晶アルミナ製
ブラケットの値（０．１７４）よりも低い報告がある。
（Ｒ．Ｐ．Ｋｕｓｙ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈ
ｏｄ Ｄｅｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９０；９
８；３００−３１２）。この差は、乾式（空気）あるい
は湿式（人工唾液中）試験の両方で正しいとはいえ、唾
液は一種の潤滑液の役割をするので、湿式雰囲気におけ
る摩擦係数は通常、乾式中のそれよりも低い値を示す。
（Ｄ．Ｈ．Ｐｒａｔｔｅｎ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏ
ｒｔｈｏｄ Ｄｅｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９
０；９８；３９８−４０３) 。
【００１４】更に、スロットのサイズが０．１４０、
０．１６３、０．３３７、あるいは０. ３５７インチと
それぞれ異なっていても、次の異なる材料の弧線材料に
対する動的摩擦係数は、ステンレス鋼（低い値）から、
コバルト・クロム合金、チタン・ニッケル、ベータ・チ
タン合金（高い値）の順である報告がある。（Ｒ．Ｐ.
Ｋｕｓｙ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈｏｄ Ｄｅ
ｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９０；９８；３００
−３１２）。
０．１６３、０．３３７、あるいは０. ３５７インチと
それぞれ異なっていても、次の異なる材料の弧線材料に
対する動的摩擦係数は、ステンレス鋼（低い値）から、
コバルト・クロム合金、チタン・ニッケル、ベータ・チ
タン合金（高い値）の順である報告がある。（Ｒ．Ｐ.
Ｋｕｓｙ ｅｔ ａｌ．Ａｍ Ｊ Ｏｒｔｈｏｄ Ｄｅ
ｎｔｏｆａｃ Ｏｒｔｈｏｐ １９９０；９８；３００
−３１２）。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】従って、歯列矯正用ブ
ラケットは、優れた耐食性と生体適合性、高い比強度、
高弾性、装着弧線に対する低い摩擦係数、歯接触面にお
ける歯ホーロー質に対する良好な接着性を持つ材料で形
成されることが要求される。また、ブラケットは基盤と
タイ・ウイングが一体構造の単体として形成されること
が望ましい。
ラケットは、優れた耐食性と生体適合性、高い比強度、
高弾性、装着弧線に対する低い摩擦係数、歯接触面にお
ける歯ホーロー質に対する良好な接着性を持つ材料で形
成されることが要求される。また、ブラケットは基盤と
タイ・ウイングが一体構造の単体として形成されること
が望ましい。
【００１６】患者が医学上イメージ技術の対象となる場
合は、矯正用ブラケットの役割として次の事も考慮する
必要がある。矯正用ブラケット装着の大人の患者の内、
２０から２５％は矯正治療を受けている間にある種の手
術を受ける。金属、特に鉄を含む場合は、磁性があり、
強磁性材として取り扱われる。ブラケットがこの種の材
料で構成されると、みだれを発生しながら、ＭＲＩある
いはＣＴと干渉する。チタン、特に陽極処理されたチタ
ンは非磁性であるので、記録されたイメージ上での干渉
は少ない。従って、診断イメージへの信頼性を高める。
合は、矯正用ブラケットの役割として次の事も考慮する
必要がある。矯正用ブラケット装着の大人の患者の内、
２０から２５％は矯正治療を受けている間にある種の手
術を受ける。金属、特に鉄を含む場合は、磁性があり、
強磁性材として取り扱われる。ブラケットがこの種の材
料で構成されると、みだれを発生しながら、ＭＲＩある
いはＣＴと干渉する。チタン、特に陽極処理されたチタ
ンは非磁性であるので、記録されたイメージ上での干渉
は少ない。従って、診断イメージへの信頼性を高める。
【００１７】チタンとチタン基合金は、これらの要求さ
れる性質を有する。特に９９％以上の純度の純チタンお
よび５０％を越えるチタンを含有するチタン基合金は一
段と良好な性質を示す。そしてチタン基合金においては
含有チタン量を増加させるほどよい結果を示す。
れる性質を有する。特に９９％以上の純度の純チタンお
よび５０％を越えるチタンを含有するチタン基合金は一
段と良好な性質を示す。そしてチタン基合金においては
含有チタン量を増加させるほどよい結果を示す。
【００１８】従って、本発明の第１の目的は、大きい断
面積を持つ矯正用弧線のような機能性器具と容易に対応
するために、弾性あるいは超弾性（擬弾性）的に変形で
きる高い強度とスプリング・バックを持った矯正用ブラ
ケットを提供する事である。
面積を持つ矯正用弧線のような機能性器具と容易に対応
するために、弾性あるいは超弾性（擬弾性）的に変形で
きる高い強度とスプリング・バックを持った矯正用ブラ
ケットを提供する事である。
【００１９】更に、良好な耐食性と生体適合性を持つブ
ラケットを提供する事も本発明の目的である。
ラケットを提供する事も本発明の目的である。
【００２０】又、本発明の目的は、機械的あるいは化学
／物理的処理により、低い摩擦係数を具備したスロット
表面をもつブラケットを提供する事がある。
／物理的処理により、低い摩擦係数を具備したスロット
表面をもつブラケットを提供する事がある。
【００２１】基盤部が化学的に歯エナメル質に適切な強
度で接着する事ができるので、基盤部に機械的インター
ロック機構のような付加的な手段を必要とせず単一構造
が可能であるようなブラケットの提供も本発明の目的で
ある。
度で接着する事ができるので、基盤部に機械的インター
ロック機構のような付加的な手段を必要とせず単一構造
が可能であるようなブラケットの提供も本発明の目的で
ある。
【００２２】
【課題を解決するための手段】上記した全ての目的を総
合して達成するための本発明は、中央に弧線挿入のため
のスロット部を設けた一対のタイ・ウイングを基盤上に
一体に形成した歯列矯正用ブラケットにおいて、前記ブ
ラケットをチタン、チタン基−アルミニウム系合金また
は表面にチタン・コーティングを施したチタン基−ニッ
ケル合金により形成するととともに、そのタイ・ウイン
グのスロット部内側底部に窒化チタン・コーティング形
成のための窒化処理またはショット・ピーニング処理ま
たはダイヤモンド・コーティング処理を施し、さらに基
盤部の歯接触表面を、ショット・ピーニング処理または
イオン・エッチングによって機械的に粗面化してなる歯
列矯正用ブラケットを特徴とするものである。
合して達成するための本発明は、中央に弧線挿入のため
のスロット部を設けた一対のタイ・ウイングを基盤上に
一体に形成した歯列矯正用ブラケットにおいて、前記ブ
ラケットをチタン、チタン基−アルミニウム系合金また
は表面にチタン・コーティングを施したチタン基−ニッ
ケル合金により形成するととともに、そのタイ・ウイン
グのスロット部内側底部に窒化チタン・コーティング形
成のための窒化処理またはショット・ピーニング処理ま
たはダイヤモンド・コーティング処理を施し、さらに基
盤部の歯接触表面を、ショット・ピーニング処理または
イオン・エッチングによって機械的に粗面化してなる歯
列矯正用ブラケットを特徴とするものである。
【００２３】良好な耐食性と生体適合性を具備する材料
として、主としてチタンあるいはチタン基合金を選ぶ。
特に、矯正用弧線との摩擦係数を低減するために、窒化
処理、ダイアモンド・コーテング、前酸化処理、あるい
はショット・ピーニング処理を施す。
として、主としてチタンあるいはチタン基合金を選ぶ。
特に、矯正用弧線との摩擦係数を低減するために、窒化
処理、ダイアモンド・コーテング、前酸化処理、あるい
はショット・ピーニング処理を施す。
【００２４】
【作用】チタンあるいはチタン基合金は、その比強度
（強度／密度比）が高い事でも知られている。これらの
材料をブラケットとして製造するには、機械加工（特
に、マイクロ・マシンニング）、超塑性成型加工、鋳造
加工等がある。
（強度／密度比）が高い事でも知られている。これらの
材料をブラケットとして製造するには、機械加工（特
に、マイクロ・マシンニング）、超塑性成型加工、鋳造
加工等がある。
【００２５】基盤の歯エナメル質への接着強度を上げる
には、機械加工あるいはイオン・ビーム・エッチングで
多孔質にする。又ショット・ピーニング加工処理をし、
有効表面積を増加させ、結果として接着強度を上げる。
には、機械加工あるいはイオン・ビーム・エッチングで
多孔質にする。又ショット・ピーニング加工処理をし、
有効表面積を増加させ、結果として接着強度を上げる。
【００２６】又、窒化処理、ダイアモンド・コーテング
処理、前酸化処理等で矯正用弧線との摩擦係数を低減で
きる。
処理、前酸化処理等で矯正用弧線との摩擦係数を低減で
きる。
【００２７】
【実施例】本発明の好ましい実施例において、ブラケッ
トは商業的純チタンから製造された。当該ブラケットは
１つの基盤と少なくとも一組のタイ・ウイングから成
る。鋳造チタンのブラケットである。
トは商業的純チタンから製造された。当該ブラケットは
１つの基盤と少なくとも一組のタイ・ウイングから成
る。鋳造チタンのブラケットである。
【００２８】図１を参照すると、ブラケット２は基盤１
２から外側に延びたある間隔で離れて平行に位置する一
組のタイ・ウイング４を形成する。タイ・ウイング間の
スペースはクロスカット部６である。一方のウイングは
歯肉側と咬合側を持つ近心（歯列の中心に近い側）のタ
イ・ウイングであり、他方のウイングは歯肉側と咬合側
を持つ遠心（歯列の中心から遠い側）のタイ・ウイング
である。各タイ・ウイングにはその中央に歯肉側と咬合
側間の距離により決定される弧線挿入用の開口スロット
８が形成されている。１０はタイ・ウイングの内側底部
である。１２はその表面凸面上にタイ・ウイング４を形
成し、裏面凹面が歯接触面１４を形成する基盤である。
該歯接触面１４は、適宜の接着剤で歯のエナメル質に接
着される。
２から外側に延びたある間隔で離れて平行に位置する一
組のタイ・ウイング４を形成する。タイ・ウイング間の
スペースはクロスカット部６である。一方のウイングは
歯肉側と咬合側を持つ近心（歯列の中心に近い側）のタ
イ・ウイングであり、他方のウイングは歯肉側と咬合側
を持つ遠心（歯列の中心から遠い側）のタイ・ウイング
である。各タイ・ウイングにはその中央に歯肉側と咬合
側間の距離により決定される弧線挿入用の開口スロット
８が形成されている。１０はタイ・ウイングの内側底部
である。１２はその表面凸面上にタイ・ウイング４を形
成し、裏面凹面が歯接触面１４を形成する基盤である。
該歯接触面１４は、適宜の接着剤で歯のエナメル質に接
着される。
【００２９】このようなレアクチブ（固定）器具として
役割を果たすブラケット２には、円形あるいは方形断面
で、ステンレス鋼、チタン合金あるいはチタン・ニッケ
ル合金から成る矯正用弧線１６（図２参照）がスロット
開口部８に挿入され、歯の移動を引きおこす方向性力を
与えるためにアクチブ（機能）器具として働く。
役割を果たすブラケット２には、円形あるいは方形断面
で、ステンレス鋼、チタン合金あるいはチタン・ニッケ
ル合金から成る矯正用弧線１６（図２参照）がスロット
開口部８に挿入され、歯の移動を引きおこす方向性力を
与えるためにアクチブ（機能）器具として働く。
【００３０】本発明の他の実施例では、純度９９．９％
以上の純チタンをアルミナ含有のリン酸塩系混合鋳型材
に鋳造した。アルミナの混合比は混合鋳型材の重量の１
０％であった。鋳造は通常行われるような条件の真空鋳
造法で行われ、図１に示されたブラケット形状に各部が
一体となるように鋳造された。本例では、チタンブラケ
ットは、上記した鋳造法により行われたが、他の成形技
術を応用して行ってもよく、例えば本例のような小型成
形品に適用される超塑性成形加工を行ってもよい。超塑
性成形加工を行うに際して粗材は鍛造品に限らず、ＨＩ
Ｐ（Ｈｏｔ ｉｓｏｓｔａｔｉｃ ｐｒｅｓｓｉｎｇ）
として知られる技術に類似した超塑性による粉末成形加
工によって作成してもよい。ブラケット材料は、本例の
ような純チタンに限らず、例えばＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ、
Ｔｉ−５Ａｌ−２．５Ｆｅ、Ｔｉ−４．５Ａｌ−３Ｖ−
２Ｆｅ−２Ｍｏのようなチタン基−アルミニウム系合金
でもよく、チタン基−ニッケル系合金でもよい。但しチ
タン基−ニッケル系合金を用いるときは含有ニッケル分
の溶出によるブラケットの腐食および生体適合性の低下
が懸念されるので、合金中のニッケル分の口腔内への溶
出を避けるためにその表面にチタンによるコーティング
処理を施す必要がある。
以上の純チタンをアルミナ含有のリン酸塩系混合鋳型材
に鋳造した。アルミナの混合比は混合鋳型材の重量の１
０％であった。鋳造は通常行われるような条件の真空鋳
造法で行われ、図１に示されたブラケット形状に各部が
一体となるように鋳造された。本例では、チタンブラケ
ットは、上記した鋳造法により行われたが、他の成形技
術を応用して行ってもよく、例えば本例のような小型成
形品に適用される超塑性成形加工を行ってもよい。超塑
性成形加工を行うに際して粗材は鍛造品に限らず、ＨＩ
Ｐ（Ｈｏｔ ｉｓｏｓｔａｔｉｃ ｐｒｅｓｓｉｎｇ）
として知られる技術に類似した超塑性による粉末成形加
工によって作成してもよい。ブラケット材料は、本例の
ような純チタンに限らず、例えばＴｉ−６Ａｌ−４Ｖ、
Ｔｉ−５Ａｌ−２．５Ｆｅ、Ｔｉ−４．５Ａｌ−３Ｖ−
２Ｆｅ−２Ｍｏのようなチタン基−アルミニウム系合金
でもよく、チタン基−ニッケル系合金でもよい。但しチ
タン基−ニッケル系合金を用いるときは含有ニッケル分
の溶出によるブラケットの腐食および生体適合性の低下
が懸念されるので、合金中のニッケル分の口腔内への溶
出を避けるためにその表面にチタンによるコーティング
処理を施す必要がある。
【００３１】純チタンあるいはチタン基合金製のブラケ
ット本発明の第２の実施例として、マイクロ・マシンニ
ングあるいは他の先端レザー加工でも成型加工できる。
ット本発明の第２の実施例として、マイクロ・マシンニ
ングあるいは他の先端レザー加工でも成型加工できる。
【００３２】表１は本発明のチタン製ブラケットの他の
実施例のせん断と引っ張り接着強度を比較した。チタン
製ブラケットは裏面には歯との接触面上にメッシュがな
く、比較材はメッシュの有るステンレス鋼製ブラケット
と、メッシュの無いブラケットである。表１によると、
チタン・ブラケットはメッシュ有りのステンレス鋼ブラ
ケットと同等な７．７０ＭＮ／ｍ２のせん断接着強度を
示した。これらのブラケットは６から８ＭＮ／ｍ２の推
奨接着強度を満足しているが、チタン・ブラケットはブ
ラケットの歯との接触面上メッシュを取りつける事な
く、同じ接着強度が得られる事は特記すべきである。
実施例のせん断と引っ張り接着強度を比較した。チタン
製ブラケットは裏面には歯との接触面上にメッシュがな
く、比較材はメッシュの有るステンレス鋼製ブラケット
と、メッシュの無いブラケットである。表１によると、
チタン・ブラケットはメッシュ有りのステンレス鋼ブラ
ケットと同等な７．７０ＭＮ／ｍ２のせん断接着強度を
示した。これらのブラケットは６から８ＭＮ／ｍ２の推
奨接着強度を満足しているが、チタン・ブラケットはブ
ラケットの歯との接触面上メッシュを取りつける事な
く、同じ接着強度が得られる事は特記すべきである。
【００３３】
【表１】
【００３４】もし必要ならば、チタンの基盤の歯との接
触表面は、増加する有効表面積による接着強度を高める
ために、ショット・ピーニングを施す事もできる。結果
として、接着剤に対する濡性が向上する。（Ｙ．Ｏｓｈ
ｉｄａ ｅｔ ａｌ．Ｊ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃ
ｉ：Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １
９９２；３；３０６−３１２）。
触表面は、増加する有効表面積による接着強度を高める
ために、ショット・ピーニングを施す事もできる。結果
として、接着剤に対する濡性が向上する。（Ｙ．Ｏｓｈ
ｉｄａ ｅｔ ａｌ．Ｊ Ｍａｔｅｒｉａｌｓ Ｓｃ
ｉ：Ｍａｔｅｒｉａｌｓ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ １
９９２；３；３０６−３１２）。
【００３５】ブラケットの接着性を更に向上させるに
は、より良い機械的アタッチメントを供給する目的で、
高い気孔性の表面を形成する事でも達成される。イオン
・ビーム・エッチングとレアクチブ・イオン・エッチン
グの２つの方法が考えられる。これらは低温で、しかも
高い温度での粉末焼結と異なり、合金の疲労強度を損な
わない。
は、より良い機械的アタッチメントを供給する目的で、
高い気孔性の表面を形成する事でも達成される。イオン
・ビーム・エッチングとレアクチブ・イオン・エッチン
グの２つの方法が考えられる。これらは低温で、しかも
高い温度での粉末焼結と異なり、合金の疲労強度を損な
わない。
【００３６】歯へのブラケットの接着強度を上げるため
に、他の物理的方法もある。１つの方法は付加的な表面
積を得るために、ブラケットの歯との接触面をアンター
カットする事である。他の方法は、米国特許第５，０７
１，３４４号（Ｗｏｎｇ ｅｔ ａｌ．）に記述のよう
に、５から２００マイクロンの範囲で均一な粒子を単層
だけブラケット基部に施す方法である。
に、他の物理的方法もある。１つの方法は付加的な表面
積を得るために、ブラケットの歯との接触面をアンター
カットする事である。他の方法は、米国特許第５，０７
１，３４４号（Ｗｏｎｇ ｅｔ ａｌ．）に記述のよう
に、５から２００マイクロンの範囲で均一な粒子を単層
だけブラケット基部に施す方法である。
【００３７】チタンとチタン合金の前酸化処理が表面の
濡性を上げ、摩擦を低下させる事も報告されている。
（ＹＯ 前出；１９９２）。スロット底部表面は、チタ
ンの窒化物を形成させる窒化処理を施す事もできる。結
果として、特に弧線表面との接触部での摩擦係数が低減
できる。窒化処理だけが、チタン基合金表面の硬化処理
ではなく、ダイアモンド・コーテング処理も利用でき
る。イオン・インプランテーションは整形外科の分野で
は摩耗を効果的に低減する事が報告されている。窒素あ
るいは炭素によるチタンのイオン・インプランテーショ
ンは合金の微小硬さを増大させ、３倍もの増加は容易で
ある。表面の降伏強さを増加させるイオン・インプラン
テーションは塑性流動とスカッフング摩耗を最小限にお
さえ、ガーリングと表面バーニシングに対する耐性を上
げ、約１０倍もチタン基合金の寿命を延長させる。
濡性を上げ、摩擦を低下させる事も報告されている。
（ＹＯ 前出；１９９２）。スロット底部表面は、チタ
ンの窒化物を形成させる窒化処理を施す事もできる。結
果として、特に弧線表面との接触部での摩擦係数が低減
できる。窒化処理だけが、チタン基合金表面の硬化処理
ではなく、ダイアモンド・コーテング処理も利用でき
る。イオン・インプランテーションは整形外科の分野で
は摩耗を効果的に低減する事が報告されている。窒素あ
るいは炭素によるチタンのイオン・インプランテーショ
ンは合金の微小硬さを増大させ、３倍もの増加は容易で
ある。表面の降伏強さを増加させるイオン・インプラン
テーションは塑性流動とスカッフング摩耗を最小限にお
さえ、ガーリングと表面バーニシングに対する耐性を上
げ、約１０倍もチタン基合金の寿命を延長させる。
【００３８】利用可能な他の方法として、Ｃ１−Ｃとｉ
−ＢＮ（アルゴン、酸素、ダイアモンドのようなコーテ
ング）がある。これらのコーテングは透明で、擬アモル
ファスで、しかも素地に対して極めて接着性が良い。イ
オン・インプランテーションは又不働態化と生体適合性
を向上させる。
−ＢＮ（アルゴン、酸素、ダイアモンドのようなコーテ
ング）がある。これらのコーテングは透明で、擬アモル
ファスで、しかも素地に対して極めて接着性が良い。イ
オン・インプランテーションは又不働態化と生体適合性
を向上させる。
【００３９】チタン基合金のブラケットのスロット底部
表面の摩擦係数を減少させる他の方法に、前述のような
ショット・ピーニング処理がある。ショット・ピーニン
グにより形成される多数の凹状窪みは、唾液の溜めの役
目をし、結果として、口喉雰囲気でのブラケット／弧線
系の潤滑剤の役目をなす。ショット・ピーンされた表面
は又硬化されるので、ブラケットの機械的性質の改善と
なる。
表面の摩擦係数を減少させる他の方法に、前述のような
ショット・ピーニング処理がある。ショット・ピーニン
グにより形成される多数の凹状窪みは、唾液の溜めの役
目をし、結果として、口喉雰囲気でのブラケット／弧線
系の潤滑剤の役目をなす。ショット・ピーンされた表面
は又硬化されるので、ブラケットの機械的性質の改善と
なる。
【００４０】これらショット・ピーニングの有効的効果
はセラミック・ブラケットには適応できない。理由は、
ショットのエネルギーに耐えるには、セラミック材はあ
まりにも、脆いからである。もしも、オーステナイト系
のステンレス鋼にショット・ピーニングを施工する時に
は、特別な注意が必要である。３００系のステンレス鋼
の応力誘起マルテンサイト変態をおこし、結果として単
相のステンレス鋼が二相（つまり、ショット・ピーンさ
れたマルテンサイト相とショット・ピーンされないオー
ステナイト相）に変化する事が知られている。これら二
相は異なる電気化学的ポテンシャルをそれぞれ持ち、い
わゆる電気ガルバニズムとして知られる局部腐食が唾液
を電解質として発生する。もしも、あるレベルの応力が
かかる局部腐食発生個所に相乗すると、ブラケットは応
力腐食割れに起因する損傷を受ける。他方、チタン並び
にＴｉ−６Ａｌ−４ＶあるいはＴｉ−５Ａｌ−２．５Ｆ
ｅ合金等を含むチタン基合金はショット・ピーニング施
工中でも施工後でも、安定した相を維持している。
はセラミック・ブラケットには適応できない。理由は、
ショットのエネルギーに耐えるには、セラミック材はあ
まりにも、脆いからである。もしも、オーステナイト系
のステンレス鋼にショット・ピーニングを施工する時に
は、特別な注意が必要である。３００系のステンレス鋼
の応力誘起マルテンサイト変態をおこし、結果として単
相のステンレス鋼が二相（つまり、ショット・ピーンさ
れたマルテンサイト相とショット・ピーンされないオー
ステナイト相）に変化する事が知られている。これら二
相は異なる電気化学的ポテンシャルをそれぞれ持ち、い
わゆる電気ガルバニズムとして知られる局部腐食が唾液
を電解質として発生する。もしも、あるレベルの応力が
かかる局部腐食発生個所に相乗すると、ブラケットは応
力腐食割れに起因する損傷を受ける。他方、チタン並び
にＴｉ−６Ａｌ−４ＶあるいはＴｉ−５Ａｌ−２．５Ｆ
ｅ合金等を含むチタン基合金はショット・ピーニング施
工中でも施工後でも、安定した相を維持している。
【００４１】超弾性あるいは形状記憶効果があるので、
ブラケットをＴｉ−Ｎｉ基合金で成型する事も望まれ
る。素地からのニッケルの溶出はイオン・ビーム・ダイ
ナミック・ミクシングを利用したチタンのコーテングで
阻止できる。これらコーテング層は非常に接着性が良
く、曲げにも強く、又耐食性も向上する。
ブラケットをＴｉ−Ｎｉ基合金で成型する事も望まれ
る。素地からのニッケルの溶出はイオン・ビーム・ダイ
ナミック・ミクシングを利用したチタンのコーテングで
阻止できる。これらコーテング層は非常に接着性が良
く、曲げにも強く、又耐食性も向上する。
【００４２】チタン基合金は他の重要な性質を持ち、そ
れは高い比強度である。比強度は、強度（ＭＮ／ｍ２）
に対する比重（ｇｒ／ｃｍ３）の比で定義される。理想
的な審美性のための器具の最小化のためにも常に要求さ
れる事は、より強く、より軽い材料である。より小型化
されたブラケットの他の利点は弧線のステッフネスを効
果的に減少させるブラケット間の距離を長くできる事で
ある。これは、結果として、弧線への負荷を低減し、患
者の経験する痛みの度合いをも減少させる。
れは高い比強度である。比強度は、強度（ＭＮ／ｍ２）
に対する比重（ｇｒ／ｃｍ３）の比で定義される。理想
的な審美性のための器具の最小化のためにも常に要求さ
れる事は、より強く、より軽い材料である。より小型化
されたブラケットの他の利点は弧線のステッフネスを効
果的に減少させるブラケット間の距離を長くできる事で
ある。これは、結果として、弧線への負荷を低減し、患
者の経験する痛みの度合いをも減少させる。
【００４３】表２は、種々の歯科用ブラケット材の比強
度を比較したものである。これによると、チタンは他の
金属歯科用材料よりも優れた比強度を有することがわか
る。
度を比較したものである。これによると、チタンは他の
金属歯科用材料よりも優れた比強度を有することがわか
る。
【００４４】
【表２】
【００４５】歯の移動の完全な三次元制御は処理の当初
からのトルク制御を達成するために、ブラケットの中に
方形の線を使用する事が要求される。ステンレス鋼ある
いはセラミック製の現在のブラケットは、特にトルク負
荷の治療処理において、ステンレス鋼あるいはチタン・
モリブデン合金製の大きい断面積（０．１７×０．２５
インチ以上）の方形弧線の使用が難しい。この理由の一
部として、ステンレス鋼製のブラケットのステッフネス
が余りにも大きいので、矯正用弧線を架ける事で、変形
を引きおこす。セラミック製ブラケットの場合には、ブ
ラケットの破損が生じる。これらのいずれの場合におい
ても、破損したブラケットの交換あるいは、より小さい
断面積か、より小さいステッフネスの線と交換するとい
う患者にとって余分な負担を招く結果となる。
からのトルク制御を達成するために、ブラケットの中に
方形の線を使用する事が要求される。ステンレス鋼ある
いはセラミック製の現在のブラケットは、特にトルク負
荷の治療処理において、ステンレス鋼あるいはチタン・
モリブデン合金製の大きい断面積（０．１７×０．２５
インチ以上）の方形弧線の使用が難しい。この理由の一
部として、ステンレス鋼製のブラケットのステッフネス
が余りにも大きいので、矯正用弧線を架ける事で、変形
を引きおこす。セラミック製ブラケットの場合には、ブ
ラケットの破損が生じる。これらのいずれの場合におい
ても、破損したブラケットの交換あるいは、より小さい
断面積か、より小さいステッフネスの線と交換するとい
う患者にとって余分な負担を招く結果となる。
【００４６】チタンとチタン基合金製のブラケットのレ
ジリアンスはより大きい断面積の線の使用が可能とな
り、結局より大きい断面積の線を治療初期から利用で
き、しかも治療初期から歯の移動制御がより良くでき
る。チタンとチタン基合金でできたブラケットは「レア
クチブ」であるのみならず、「アクチブ」でもある。そ
れらは、それらの弾性変形の結果として、あるエネルギ
ーを蓄え、そのエネルギーを歯の移動に見合って効果的
に解放する。
ジリアンスはより大きい断面積の線の使用が可能とな
り、結局より大きい断面積の線を治療初期から利用で
き、しかも治療初期から歯の移動制御がより良くでき
る。チタンとチタン基合金でできたブラケットは「レア
クチブ」であるのみならず、「アクチブ」でもある。そ
れらは、それらの弾性変形の結果として、あるエネルギ
ーを蓄え、そのエネルギーを歯の移動に見合って効果的
に解放する。
【００４７】
【表３】
【００４８】表３は種々の材料の変形回復率を比較して
いるが、それによると、チタンとチタン基合金は他の試
験した材料より高い作動範囲（換言すれば、弾性度）を
示す事が明白である。例えば、レジリアンスはステンレ
ス鋼より少なくとも５０％は高く、弾性率は合金中のチ
タン量にもよるが、２０万から２００万ｐｓｉを示す。
この事は、これら材料から成るブラケットは矯正用器具
にとり機能的な役割をしている事を暗示する。スロット
が矯正用線の移動を可能にするように弾性的に変形する
ので、上の事実はフル・サイズの線を治療初期から使用
できる事を示す。
いるが、それによると、チタンとチタン基合金は他の試
験した材料より高い作動範囲（換言すれば、弾性度）を
示す事が明白である。例えば、レジリアンスはステンレ
ス鋼より少なくとも５０％は高く、弾性率は合金中のチ
タン量にもよるが、２０万から２００万ｐｓｉを示す。
この事は、これら材料から成るブラケットは矯正用器具
にとり機能的な役割をしている事を暗示する。スロット
が矯正用線の移動を可能にするように弾性的に変形する
ので、上の事実はフル・サイズの線を治療初期から使用
できる事を示す。
【００４９】総括すると、チタンとチタン基合金製の矯
正用ブラケットは、優れた耐食性と生体適合性を持つよ
り軽く、より強く、より小さく、より審美的な固定（レ
アクチブ）な器具である。更に、スロット底部表面を窒
化処理、ダイアモンド・コーテング、あるいはショット
・ピーニング処理のような表面処理をすることで摩擦係
数が低減され、歯体移動をより効果的にする。又、ブラ
ケットの基盤部の歯との接触面にショット・ピーニン
グ、イオン・ビーム・エッチングあるいは、レアクチブ
・イオン・エッチングを施工する事でエナメル質への接
着強度が増加する。更に、かかるブラケットはアクチブ
器具としての役割もあるという利点がある。
正用ブラケットは、優れた耐食性と生体適合性を持つよ
り軽く、より強く、より小さく、より審美的な固定（レ
アクチブ）な器具である。更に、スロット底部表面を窒
化処理、ダイアモンド・コーテング、あるいはショット
・ピーニング処理のような表面処理をすることで摩擦係
数が低減され、歯体移動をより効果的にする。又、ブラ
ケットの基盤部の歯との接触面にショット・ピーニン
グ、イオン・ビーム・エッチングあるいは、レアクチブ
・イオン・エッチングを施工する事でエナメル質への接
着強度が増加する。更に、かかるブラケットはアクチブ
器具としての役割もあるという利点がある。
【００５０】
【発明の効果】以上述べたように本発明によれば、中央
に弧線挿入のためのスロット部を設けた一対のタイ・ウ
イングを基盤上に一体に形成した歯列矯正用ブラケット
において、ブラケットにチタンおよびチタン基合金材料
を使用することで、優れた耐食性と生体適合性を得るこ
とができ、さらに前記材料は高い比強度を有することか
らより小型化されたブラケットを提供することができる
し、その基盤の歯接触面にショット・ピーニング処理ま
たはイオン・ビーム・エッチング、レアクチブ・イオン
・エッチングなどのイオン・エッチング処理を施すこと
で歯のエナメル質への接着強度を高めるとともにブラケ
ット基盤自体の強度を補強することができ、さらにスロ
ット部内底部に窒化チタン・コーティングのための窒化
処理またはショット・ピーニング処理またはダイヤモン
ド・コーティング処理を施すことで装着される弧線との
間の摩擦係数を低減することができるとともに、これら
の処理による強度改善効果によって弧線の継続的な繰り
返し緊縛によるスロットの変形を避けることができるの
で、より長期間に亙って有効な歯列矯正治療効果を有す
る歯列矯正用のブラケットを提供することができる。
に弧線挿入のためのスロット部を設けた一対のタイ・ウ
イングを基盤上に一体に形成した歯列矯正用ブラケット
において、ブラケットにチタンおよびチタン基合金材料
を使用することで、優れた耐食性と生体適合性を得るこ
とができ、さらに前記材料は高い比強度を有することか
らより小型化されたブラケットを提供することができる
し、その基盤の歯接触面にショット・ピーニング処理ま
たはイオン・ビーム・エッチング、レアクチブ・イオン
・エッチングなどのイオン・エッチング処理を施すこと
で歯のエナメル質への接着強度を高めるとともにブラケ
ット基盤自体の強度を補強することができ、さらにスロ
ット部内底部に窒化チタン・コーティングのための窒化
処理またはショット・ピーニング処理またはダイヤモン
ド・コーティング処理を施すことで装着される弧線との
間の摩擦係数を低減することができるとともに、これら
の処理による強度改善効果によって弧線の継続的な繰り
返し緊縛によるスロットの変形を避けることができるの
で、より長期間に亙って有効な歯列矯正治療効果を有す
る歯列矯正用のブラケットを提供することができる。
【図１】本発明による矯正用ブラケット前面斜視図であ
る。
る。
【図２】矯正用弧線を取りつけた図１に示した矯正用ブ
ラケットの前面斜視図である。
ラケットの前面斜視図である。
２ ブラケット ４ タイ・ウイング ６ クロス・カット部 ８ スロット開口部 １０ 底部 １２ 基盤 １４ 歯接触表面
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ヨシキ．オシダ アメリカ合衆国．46202．インディアナ 州．インディアナポリス．ブレイク．ス トリート．804 (56)参考文献 特開 昭62−164450（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−50951（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−64035（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−5143（ＪＰ，Ａ) 特公 平３−40619（ＪＰ，Ｂ２) 特表 平６−505185（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61C 7/00 - 7/28
Claims (6)
- 【請求項１】 中央に弧線挿入のためのスロット部を設
けた一対のタイ・ウイングを基盤上に一体に形成した歯
列矯正用ブラケットにおいて、前記ブラケットをチタ
ン、チタン−アルミニウム系合金または表面にチタン・
コーティングを施したチタン−ニッケル合金により形成
するととともに、そのタイ・ウイングのスロット部内側
底部に窒化チタン・コーティングが形成されるような窒
化処理を施し、さらに基盤部の歯接触表面を機械的に粗
面化してなることを特徴とする歯列矯正用ブラケット。 - 【請求項２】 基盤部の歯接触表面の機械的粗面化はシ
ョット・ピーニング処理またはイオン・エッチングによ
り行うことを特徴とする請求項１記載の歯列矯正用ブラ
ケット。 - 【請求項３】 中央に弧線挿入のためのスロット部を設
けた一対のタイ・ウイングを基盤上に一体に形成した歯
列矯正用ブラケットにおいて、前記ブラケットをチタ
ン、チタン−アルミニウム系合金または表面にチタン・
コーティングを施したチタン−ニッケル合金により形成
するととともに、そのタイ・ウイングのスロット部内側
底部にショット・ピーニング処理を施し、さらに基盤部
の歯接触表面を機械的に粗面化してなることを特徴とす
る歯列矯正用ブラケット。 - 【請求項４】 基盤部の歯接触表面の機械的粗面化はシ
ョット・ピーニング処理またはイオン・エッチングによ
り行うことを特徴とする請求項３記載の歯列矯正用ブラ
ケット。 - 【請求項５】中央に弧線挿入のためのスロット部を設け
た一対のタイ・ウイングを基盤上に一体に形成した歯列
矯正用ブラケットにおいて、前記ブラケットをチタン、
チタン−アルミニウム系合金または表面にチタン・コー
ティングを施したチタン−ニッケル合金により形成する
ととともに、そのタイ・ウイングのスロット部内側底部
にダイヤモンド・コーティング処理を施し、さらに基盤
部の歯接触表面を機械的に粗面化してなることを特徴と
する歯列矯正用ブラケット。 - 【請求項６】 基盤部の歯接触表面の機械的粗面化はシ
ョット・ピーニング処理またはイオン・エッチングによ
り行うことを特徴とする請求項５記載の歯列矯正用ブラ
ケット。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US07/864,396 US5232361A (en) | 1992-04-06 | 1992-04-06 | Orthodontic bracket |
| US07/864396 | 1992-04-06 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0614942A JPH0614942A (ja) | 1994-01-25 |
| JP3116072B2 true JP3116072B2 (ja) | 2000-12-11 |
Family
ID=25343180
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10348593A Expired - Lifetime JP3116072B2 (ja) | 1992-04-06 | 1993-04-06 | 矯正用ブラケット |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US5232361A (ja) |
| JP (1) | JP3116072B2 (ja) |
| DE (1) | DE4311319C2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2008540021A (ja) * | 2005-05-17 | 2008-11-20 | イエダ リサーチ アンド ディベロップメント カンパニー リミテッド | 歯科用具および医療用具に使用する低摩擦コーティング |
Families Citing this family (82)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5573401A (en) * | 1989-12-21 | 1996-11-12 | Smith & Nephew Richards, Inc. | Biocompatible, low modulus dental devices |
| JPH0626814U (ja) * | 1992-09-01 | 1994-04-12 | 和也 渡辺 | 矯正歯科用ブラケット |
| US5947723A (en) * | 1993-04-28 | 1999-09-07 | Gac International, Inc. | Titanium orthodontic appliances |
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