JP6059332B2

JP6059332B2 - 単結晶形状記憶合金で作られた医療器具および製造方法

Info

Publication number: JP6059332B2
Application number: JP2015500664A
Authority: JP
Inventors: ヨン・ガオ; ダン・アモン
Original assignee: デンツプライシロナインコーポレーテッド
Priority date: 2012-03-15
Filing date: 2013-03-15
Publication date: 2017-01-11
Anticipated expiration: 2033-03-15
Also published as: US20130240092A1; CN104411854B; CA2867032A1; JP2015512278A; CA2867032C; EP2825680A1; WO2013138760A1; CN104411854A

Description

関連出願
本国際特許出願は、すべての目的のために参照によって本明細書に組み入れる、２０１２年３月１５日に出願した米国特許仮出願第６１／６１１，０７３号の利益および優先権を主張するものである。

本発明は、医療用ワイヤなどの医療器具、および／または単結晶形状記憶合金（mono-crystalline shape memory alloy）（もしくは単結晶ＳＭＡと呼ばれる）で作られた医療器具を対象とし；より詳細には、歯科矯正用アーチワイヤ（orthodontic archwire）などの歯科用器具、および／または単結晶形状記憶合金を使用する歯内療法用器具（endodontic instrument）の１つまたはそれ以上の構成要素、ならびに関連する製造方法を対象とする。

歯科矯正用アーチワイヤ
歯科矯正用アーチワイヤは、歯科矯正治療の間、歯列矯正器（dental brace）において、上顎（上側）および下顎（下側）の歯列弓（dental arch）の最適な形を実現することに加えて歯科衛生を改善するように、歯を整列させ、その位置を動かすために用いられる。図１に示すように、歯科矯正用アーチワイヤは通常、歯科矯正の治療計画に基づいて歯を所定の位置に動かすために、ブラケットスロット（ブラケットは歯に取り付けられる）の中で係合させる。１９８０年代の初め、ＮｉＴｉのＳＭＡワイヤの導入は、効率、品質、ならびに患者の体験および満足を改善することによって、歯科矯正治療に変革をもたらした。ＮｉＴｉのアーチワイヤを使用することによって、歯科矯正治療の時間は、Ａｕ−Ｎｉまたはステンレス鋼で作られた他のアーチワイヤに比べて著しく短縮された。図２に示すように、ステンレス鋼で作られたアーチワイヤは、きわめて高い初期引張力を有する；しかし、弾性限界が高いため、歯が僅かに動いた後、その力は短期間（例えば１０日未満）のうちに急速に低下する。したがって、ステンレス鋼など高弾性率を有する合金で作られたアーチワイヤでは、最適な作用し得る引張力の範囲に対応する有効ひずみ（effective strain）の範囲は、きわめて限られている。したがって、患者は、さらに調節するまたは新しいアーチワイヤと交換するために、頻繁に通院する必要がある。比較的低い弾性率および超弾性（superelasticity）（超弾性は、応力が応力誘起マルテンサイト変態（stress-induced martensitic transformation）のための弾性限界；最大８％のひずみまでの一定のプラトー応力（plateau stress）を超えるときに生じる）のために、多結晶ＳＭＡの有効ひずみの範囲は、ステンレス鋼よりずっと大きい。単結晶ＳＭＡの場合、一定のプラトー力は、最大２０％のひずみまで有効であるため、同じ最適な力の範囲に対応する有効ひずみについては、多結晶ＳＭＡよりさらに大きくなる。しかも、単結晶ＳＭＡの転移温度は、化学組成がより均質で、製造中の結晶欠陥がより少ないため、簡単にかつ多結晶ＳＭＡより正確に制御することが可能である。

単結晶ＳＭＡで作られた歯科矯正用アーチワイヤの利点は、１）その回復可能なひずみが最大約２０％（例えば約１０〜約１５％）であることによる、大きい有効ひずみの範囲；２）その優れた超弾性による大きいひずみに対する一定の張力（上プラトー応力）；および／または３）より明確な転移温度であり得ることを理解されたい。

歯内療法用器具
歯内療法治療における１つの重要な手順は、管を閉塞材料で充填する前に、根管を清浄化および成形して組織および象牙質の細片を除去するための歯内療法用器具を使用することである。図３に示すように、通常の歯内療法用やすり（file）は、やすりハンドルおよびテーパ付きの螺旋形切断溝を含むことができる。歯内療法用やすりは、通常はステンレス鋼（例えば平やすりのみ）または多結晶ＳＭＡ（多結晶ＮｉＴｉのＳＭＡなど）で作られる。ＳＭＡで作られた歯内療法用器具の低いヤング率および超弾性によって、連続的な回転または往復動による根管の準備が可能になる。ＮｉＴｉのＳＭＡベースの歯内療法用やすりの柔軟性は、ステンレス鋼に比べて著しく改善されているが、特に大きいサイズまたは大きいテーパを有するやすりが厳しい曲率を有する根管を通り抜けるときには、依然としてレッジング（ledging）、トランスポーテーション（transportation）またはパーフォレーション（perforation）などの手順の誤りが起こる可能性がある。

この欠陥を解決するための試みには、大きい回復可能なひずみ（最大約２０％まで（例えば、約５〜約１５、好ましくは約１０〜約１５％のひずみ）を伴う単結晶ＳＭＡで作られた歯内療法用器具を含むことができ、それによって、ＳＭＡの歯内療法用やすりの柔軟性をさらに改善し、根管での器具の使用中、元の管の曲率からのずれを最小限に抑えることができる。図４に示すように、多結晶ＳＭＡの場合、引張試験において、約６％のひずみで負荷の平坦域の終わりに達する「典型的な」超弾性の応力−ひずみ曲線が提供される。その後（多結晶ＳＭＡの場合、通常は６％）、ひずみと共に応力が急激に増加するが、これは、根管の内部を通り抜けるもしくは成形する歯内療法用やすりの応力もしくは圧力が大きくなること、またはレッジの形成もしくはトランスポーテーションの可能性が高まることを意味する。しかしながら、回復可能なひずみがより大きい場合（通常は１０％超）、単結晶ＳＭＡで作られた歯内療法用やすりに対する応力レベルは、平坦域のレベルで（すなわち、図４に示すように６％から８％の間のひずみに対して）依然として比較的低い状態にとどまることができる。したがって、単結晶ＳＭＡで作られた歯内療法用やすりは、器具の使用中に元の管の形をまっすぐにする可能性を低減し、レッジ、歯根尖のジッピング（zipping）、管のトランスポーテーションおよびパーフォレーションの発生を最小限に抑えることが可能である。

単結晶ＳＭＡで作られた歯内療法用やすりの利点は、それだけに限らないが：１）大きい回復可能なひずみ（最大約２０％まで）；２）改善された柔軟性；（同様に結晶方位依存の柔軟性）；３）多結晶の同等物に比べて優れた結晶完全性および少ない内部欠陥；ならびに／または４）進歩的な結晶成長技術を用いることによって、製造プロセスを簡易化することもしくは原材料の無駄を減らすことができる新しい製造方法を含むことが可能であることを理解されたい。

本発明は、医療器具を製造するための改善されたプロセスを提供することによって、従来の医療器具を改善しようとするものである。一態様において、本発明は、単結晶形状記憶合金を含む医療器具を提供する。

他の態様において、本発明は、単結晶形状記憶合金を提供する工程と；単結晶形状記憶合金を成形して医療器具を形成する工程とを含む、単結晶形状記憶合金の医療器具を形成するための方法を提示する。

他の態様において、本発明は、形状記憶合金の溶融物を提供する工程と；溶融物に少なくとも１つの結晶種を導入する工程と；単結体を成長させる工程と；少なくとも１つの結晶種および単結体を単結晶の成長速度より遅い速度で引き抜く工程と；引き抜かれた単結晶成長体を成形して医療器具を形成する工程とを含む、単結晶形状記憶合金の医療器具を形成するための方法を提示する。

さらに他の態様において、本発明の態様の任意のものを、以下の特徴の１つまたは任意の組み合わせによってさらに特徴付けることができる：すなわち、医療器具が歯科用器具である；単結晶形状記憶合金が、ＮｉＴｉ系形状記憶合金、銅系形状記憶合金および鉄系形状記憶合金からなる群から選択される；ＮｉＴｉ系形状記憶合金が、ＸがＦｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、ＮｂおよびＣｏからなる群から選択されるような式ＮｉＴｉＸのものである；銅系形状記憶合金が、ＣｕＡｌＢｅ、ＣｕＡｌＦｅ、ＣｕＡｌＺｎ、ＣｕＡｌＮｉおよびＣｕＡｌＺｎＭｎからなる群から選択される；鉄系形状記憶合金が、ＦｅＮｉＡｌ、ＦｅＮｉＣｏ、ＦｅＭｎＳｉＣｒＮｉおよびＦｅＮｉＣｏＡｌＴａＢからなる群から選択される；医療器具が歯内療法用やすりである；医療器具が歯科矯正用アーチワイヤである；単結晶形状記憶合金が、ＮｉＴｉ系形状記憶合金、銅系形状記憶合金および鉄系形状記憶合金からなる群から選択される；成形する工程、単結晶形状記憶合金が、ワイヤを形成する；方法が、医療器具を形成するために、単結晶形状記憶合金を研削する、熱処理する、ねじる、酸腐食する、もしくはそれらの任意の組み合わせの工程をさらに含む；方法が、単結晶非形状記憶の医療器具を形成するために、単結晶形状記憶の医療器具を熱処理する工程をさらに含む；成形工程が、テーパ、溝パターン、螺旋角度もしくはそれらの任意の組み合わせを得るために、回転可能な要素を有するダイスを通して単結晶成長体を引き抜くことを含む；単結晶成長体を引いてダイスを通過させる；単結晶成長体をそれから引いて通過させるダイスの貫通孔の断面が、略三角形である；ダイスが、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する少なくとも１つの可動部を含む；ダイスが、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する少なくとも３つの可動部を含む；ダイスが、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する１つから５つの間の可動部を含む；方法が、溶融物の温度、単結晶成長体の引き抜き速度、もしくは両方の組み合わせを制御する工程をさらに含む；方法が、溶融物を受けるための容器を提供する工程と；溶融物を容器に送り込む工程とをさらに含む；導入工程、単結晶成長が、最初に単一の結晶種によって核形成され、次いでセルフシーディング（self-seeding）の形で継続する；またはそれらの組み合わせ。

これまでに参照した態様および例は、本明細書において示され記載されるように、本発明に関する他の態様および例が存在するため、非限定的であることを理解すべきである。例えば、これまでに言及した本発明の態様または特徴はいずれも、本明細書に記載され、図面に例示され、または別の形で示されるように、組み合わせて他の独自の構成を形成することが可能である。

歯に取り付けられた歯科矯正用ブラケットに結合させた、典型的な歯科矯正用アーチワイヤの底面図である。３つの異なる材料：すなわち、ステンレス鋼（実線）、従来型の多結晶ＳＭＡ（点線）および単結晶ＳＭＡ（一点鎖線）で作られた歯科矯正用アーチワイヤの（負荷および除荷に伴う）応力−ひずみ曲線の概略図であり、ステンレス鋼の場合、最適な力の範囲に対応する有効ひずみ（ε_１）がきわめて限られ；従来型の多結晶ＳＭＡの場合、有効ひずみの範囲ε_２がステンレス鋼よりずっと大きく；単結晶ＳＭＡの場合、有効ひずみの範囲ε_３が、ステンレス鋼と従来型の多結晶ＳＭＡの両方と比べて最も大きいことを示す図である。やすりハンドルを備える第１の部分、およびテーパ付きの螺旋形切断溝を備える第２の部分を有する歯内療法用器具の上面図である。歯内療法用器具に使用される多結晶ＳＭＡ（実線）および単結晶ＳＭＡ（点線）の応力−ひずみ曲線の別の概略図であり、所与の大きいひずみ（ε＞６％）に対して、多結晶ＳＭＡで作られた歯内療法用やすりの応力レベル（σ_ｐｏｌｙ）が、単結晶ＳＭＡの応力レベル（σ_ｍｏｎｏ）よりかなり高くなり得ることを示す図である。結晶１；シェーパ（shaper）またはダイス２；溶融物３；およびるつぼ４を含むことができる、例示的な結晶成長装置の概略図である。ａ〜ｃは、単結晶成長に使用される様々な形または設計を有する例示的なダイスの概略図であり、例えば図６ａは長方形のダイスを示し；図６ｂは円形のダイスを示し；図６ｃは三角形のダイスを示し、（ｃ）に示されるまたは同様の機構を有するダイスを、テーパ付きの螺旋形切断溝を有する歯内療法用やすりなどの医療器具の直接的な成長または製造に使用することができ、例えば三角形の断面形状および構成を、ダイスの中の（３つの矢印によって示す）３つの可動要素を回転させることによって制御することができ、結晶成長プロセスの間、結晶の引上げとダイス／要素の回転との間の相対速度を正確に制御することによって、歯内療法用器具の所望の構成（テーパ、溝パターン、螺旋角度）を得ることができることを示す図である。

本発明は、単結晶材料で形成される医療器具を企図するものである。望ましくは、医療器具は、歯科矯正用ワイヤ（例えばアーチワイヤ）、歯内療法用やすりまたは他のものなどの歯科用器具である。しかしながら、他の医療器具も意識されている。単結晶材料は、形状記憶合金を含むことができる。一般的に、形状記憶合金は、それだけに限らないが、ＮｉＴｉ、ＮｉＴｉ系ＳＭＡ（ＮｉＴｉＸ、Ｘ：Ｆｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、Ｎｂ、Ｃｏ）、銅系ＳＭＡ（ＣｕＡｌＢｅ、ＣｕＡｌＦｅ、ＣｕＡｌＺｎ、ＣｕＡｌＮｉ、ＣｕＡｌＺｎＭｎ）、鉄系ＳＭＡ（ＦｅＮｉＡｌ、ＦｅＮｉＣｏ、ＦｅＭｎＳｉＣｒＮｉまたはＦｅＮｉＣｏＡｌＴａＢ）を含む。例えば、単結晶形状記憶合金は、ＮｉＴｉ系形状記憶合金、銅系形状記憶合金および鉄系形状記憶合金からなる群から選択することができる。ＮｉＴｉ系形状記憶合金の例は、それだけに限らないが、ＸがＦｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、ＮｂおよびＣｏからなる群から選択されるような式ＮｉＴｉＸを含むことができる。銅系形状記憶合金の例は、ＣｕＡｌＢｅ、ＣｕＡｌＦｅ、ＣｕＡｌＺｎ、ＣｕＡｌＮｉおよびＣｕＡｌＺｎＭｎからなる群から選択することができる。鉄系形状記憶合金の例は、ＦｅＮｉＡｌ、ＦｅＮｉＣｏ、ＦｅＭｎＳｉＣｒＮｉおよびＦｅＮｉＣｏＡｌＴａＢからなる群から選択することができる。

場合により、医療器具は、コーティングをさらに含むことができる。約０.２５〜約７.０、好ましくは約０.５〜約５.０（例えば約１.０〜約４.０）ミクロンの範囲の厚さを有するコーティングが存在し得る。コーティングは、約０.０２５〜約０.７５、好ましくは約０.２〜約０.６（例えば約０.３〜約０.５）の範囲の摩擦（フレッチング）係数を含むことができる。コーティングは、少なくとも約５００、好ましくは少なくとも約１０００、最も好ましくは少なくとも約２０００ＨＶ（ビッカース硬さ（Vickers Pyramid Number））の硬さを含むことができる。さらに、コーティングが、約５０００未満、好ましくは約４０００未満、最も好ましくは約３０００ＨＶ未満の硬さを含むことが可能であることを理解されたい。例えば、コーティングは、約５００〜約５０００、好ましくは約１０００〜約４０００、好ましくは約２０００〜約３０００ＨＶの範囲の硬さを含むことができる。

コーティングは、少なくとも約５０、好ましくは少なくとも２００、最も好ましくは少なくとも５００℃の最高使用温度（maximum working temperature）を含むことができる。さらに、コーティングが、約２０００未満、好ましくは約１７００未満、最も好ましくは１２００℃未満の最高使用温度を含むことが可能であることを理解されたい。例えば、コーティングは、約５０〜約２０００、好ましくは約２００〜約１７００、好ましくは約５００〜約１２００℃の最高使用温度を含むことができる。コーティングの例は、それだけに限らないが、パリレン（例えばパリレンＮ、パリレンＣ、パリレンＤおよびパリレンＨＴ）、ＴｉＡｌＣＮ（チタンアルミニウム炭窒化物）、ＴｉＮ（チタン窒化物）、ＴｉＣＮ（チタン炭窒化物）、ＺｒＮ（ジルコニウム窒化物）、ＣｒＮ（クロム窒化物）、ＴｉＡｌＮ（チタンアルミニウム窒化物）、ＡｌＴｉＮ（アルミニウムチタン窒化物）、ＡｌＴｉＳｉＮ（アルミニウムチタンケイ素窒化物）、ＡｌＴｉＣｒＮ（アルミニウムチタンクロム窒化物）、カンタム（Quantum）（チタン窒化物合金）、Ｘ−ＬＣ（モリブデン二硫化物）、ＤＬＣ（ダイヤモンド様炭素）および他のもの、ならびにそれらの任意の組み合わせを含む。

医療器具を製造するための方法
一般的に、単結晶形状記憶合金の医療器具を形成するための方法は、単結晶形状記憶合金を提供する工程、および単結晶形状記憶合金を成形して医療器具を形成する工程を含むことができる。結晶成長は、様々な材料の単結晶または薄膜を得るために行われる結晶化の技術プロセスである。望ましくは、単結晶形状記憶合金は、チョクラルスキー法（Czokhralski method）、フロートゾーン結晶成長法（Float-Zone Crystal Growth method）、ステパノフ法（Stepanov method）または他の方法によって形成することができる。

チョクラルスキー法では、原材料を耐熱性のるつぼに満たすことができ、原材料はすべて全体的に溶融するまで加熱される。次いで、直径数ｍｍの細い棒として成形された種結晶が、種結晶ホルダに取り付けられ、溶融物の中に浸される。プロセス全体を通して、種結晶ホルダが冷却される。成長した結晶を溶融物と連結する溶融物の円柱体が、表面張力によって維持され、この円柱体が、溶融物の表面と成長する結晶との間にメニスカスを形成する。固体−溶融物の界面または結晶化フロント（crystallization front）が、溶融物の表面を越える。溶融物の温度および種結晶からの放熱条件によって、結晶化フロントがどのくらいの高さに達するかが決まる。種の端部が部分的に溶融すると、種は結晶化した材料と一緒に溶融物から引き出される。同時に、結晶が回転させられている。それが、溶融物を混合した状態に保つこと、および結晶化フロントにおいて同じ温度を維持することを助ける。放熱の結果として、配向された単結晶が種の上で成長を開始する。結晶の直径は、成長速度および溶融物の温度を調節することによって制御することができる。引上げ技術は、結晶化させる材料の種類および所望の結果に応じて様々であってよい。結晶は、容器の有無にかかわらず、真空中および不活性ガス中で、様々な圧力の下で引き上げることができる。

フロートゾーン結晶成長法では、原材料（例えば多結晶材料）を、ＲＦ加熱コイルまたは他のものなどの加熱要素を通過させることができ、それにより、結晶インゴットがそれから成長する局所的に溶融した領域が作製される。成長を開始させるために、一端に種結晶が使用される。プロセス全体を、真空チャンバまたは不活性ガスパージの中で行うことができる。溶融物は、真空（または不活性ガス）としか接触しないため、不純物の混入はないと考えられる。したがって、溶融した領域は、それと共に不純物を運び去ることができ、したがって、不純物の濃度を低下させる（ほとんどの不純物は、結晶より溶融物に溶けやすい）。

ステパノフ法（縁部画成薄膜供給成長（Edge-Defined Film Fed Growth）、ＥＦＧ）法では、結晶は、キャピラリダイスの頂部に形成された溶融した薄膜から成長させることができる。溶融物は、キャピラリチャネル内の結晶化フロントから生じる。成長速度は、不活性媒体（アルゴン）中で１〜４ｃｍ／時である。この方法により、複雑な形の結晶を成長させることが可能になる。望ましくは、成長プロセスの間、自動コンピュータシステムの助けによって、結晶の重量、形および品質を一定にまたは可変的に制御することができる。この方法によって成長させた結晶は、様々な結晶方位（Ａ、Ｃ、ランダム）を有することができる。

成形工程は、単結晶形状記憶合金をワイヤに形成することを含むことができる。成形工程の他の例は、それだけに限らないが、テーパ、溝パターン、螺旋角度またはそれらの任意の組み合わせを得るために、回転可能な要素を有するダイス（例えばシェーパ）を通して単結晶成長体を引き抜くこと、単結晶成長体を引いてダイスを通過させること、ダイスが、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する少なくとも１つの可動部を含むこと、単結晶成長体をそれから引いて通過させるダイスの貫通孔の断面が、概して三角形、長方形、正方形または円形であること；ダイスが、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する少なくとも３つの可動部を含むこと、ならびにそれらの組み合わせを含むことができる。

その方法は、以下の工程、すなわち、医療器具を形成するために、単結晶形状記憶合金を研削する、熱処理する、ねじる、酸腐食するまたは他の工程、およびそれらの任意の組み合わせの１つまたはそれ以上をさらに含むことができる。特定の一実施形態において、方法は、溶融物の温度、単結晶成長体を引き抜く速度、または両方の組み合わせを制御する工程を含むことができる。

本発明の他の実施形態において、単結晶形状記憶合金の医療器具を形成するための方法は、形状記憶合金の溶融物を提供する工程と；溶融物に少なくとも１つの結晶種を導入する工程と；単結体を成長させる工程と；少なくとも１つの結晶種および単結体を単結晶の成長速度より遅い速度で引き抜く工程と；引き抜かれた単結晶成長体を成形して医療器具を形成する工程とを含むことができる。望ましくは、導入工程において、単結晶成長は、最初に単一の結晶種によって核形成することができ、次いでセルフシーディングの形で継続する。場合により、方法は、溶融物を受けるための容器を提供する工程；および／または溶融物を容器に送り込む工程をさらに含むことができる。

歯科矯正用アーチワイヤのための製造方法：
所望の断面形状を有する成形された単結晶（円形の断面形状を有するワイヤ、または長方形の断面形状を有するリボンなど）は、図５のものなど（ステパノフの成形結晶成長法と同様の）結晶成長装置で製造することができる。本質的に、（液体溶融物の頂部表面におけるダイスまたはシェーパの形によって決めることができる）所定の結晶方位および断面形状を有する液体溶融物の円柱体を、成長速度および温度分布を適切に制御することによって単結晶の固体に変化させる。

成長した単結晶で作られる歯科矯正用アーチワイヤの機械的特性は、後の熱処理によってさらに修正することができる。

歯内療法用器具のための製造方法：
方法１：チョクラルスキー（Ｃｚ）またはフロートゾーン（ＦＺ）などの単結晶成長法を用いて同じ化学組成を有する多結晶ＳＭＡを変化させることにより、ＳＭＡ単結晶ワイヤを作ることができる。一般的には、種結晶を溶融温度より僅かに高い表面温度を有する液体溶融物の中に浸し、それから単結晶ＳＭＡを引き出す。ワイヤの直径（２ｍｍ超が企図されるが、一般的には２ｍｍ未満）は、種の向き、引上げ速度および温度分布によって制御することができる。単結晶ＳＭＡの機械的特性は、合金の組成、引上げ速度および冷却速度によって制御することができる。単結晶ＳＭＡワイヤはさらに、歯内療法用やすりを作るために（心なし研削および円板研削を用いる従来型の製造方法と同様）、または他の製造技術（ねじりまたはレーザ切断など）によって研削することができる。さらに、研削プロセスの間に、制御された方法で、表面に相対的により硬く強い多結晶薄膜を形成することができる。より硬い多結晶の表面層によって、切断効率および耐摩耗性を改善することができる。あるいは、本明細書において論じられるように、耐摩耗性または切断効率を改善するために、より高い硬さを有する表面コーティングが塗布される。

方法２：所望の断面形状を有する成形された単結晶を、（ステパノフの成形結晶成長法と同様の）結晶成長装置で形成することができる。一般的には、所定の結晶方位および（液体溶融物の頂部表面におけるダイスまたはシェーパの形によって決まる）断面形状を有する液体溶融物の柱体を、成長速度および温度分布を適切に制御することによって単結晶の固体に変化させる。（正方形および三角形など円形ではない）より複雑な断面形状を有する完成品または半製品の歯内療法用やすりを、種の向き、成長の向き、引上げ速度、冷却媒体および速度などの複数の制御手段を備えた特別な結晶引上げ装置で直接作ることができる。開始成長種の結晶方位、ならびに結晶引上げプロセスにおける張力および方向を制御することによって、テーパ付きの外形またはより複雑な断面形状を有し、より強い刃先を備えた歯内療法用やすりを製造することができる。「可変成形技術（Variable Shaping Technique）」（ＶＳＴ）は、図６ａ〜６ｃに示すものなど、断面の寸法および構成を変えることによって、複雑な単結晶を成長させることを可能にする。その際、単結晶成長プロセスの間に、断面のある構成から他の構成に徐々に変化させることが可能であり得る。理想的には、図６ｃに示すものなど、（引き上げる外形の断面寸法および向きを変えると同時に、可動のダイス要素の変位を制御することによって）固化速度、可変の断面積ならびに断面の向きを制御することよる修正「可変成形技術」を用いることにより、テーパ付きの螺旋形切断溝を有する歯内療法用やすりを、液体溶融物から直接成長させることができる。

成長した単結晶で作られた歯内療法用やすりの機械的特性は、後の熱処理によってさらに修正することができる。

本発明は、サイクル疲労試験、トルク試験および柔軟性試験において示されるようなサイクル疲労に対する改善された耐性、ならびに／またはねじりによる破損に対する耐性を含む、医療器具における改善を企図している。サイクル疲労試験は、疲労に対する医療器具の耐性を測定するものであり、溝付きマンドレルを有する試験台を含み、溝付きマンドレルは、マンドレルと同心であり、かつマンドレルの周縁から間隔をおいて配置された弓形の表面を有する偏向ブロックに隣接して位置する。マンドレルは、周縁の面に浅い溝を有する。偏向ブロックの近くには、歯内療法用器具の軸の近位部分を固定することが可能なチャックを有する、回転式の器具ホルダが支持される。偏向ブロックに隣接して、歯内療法用器具に対して圧縮空気などの温度制御媒体を放出するために使用されるノズルが位置する。こうした試験において、歯内療法用器具を回転させた、すなわち、歯内療法用器具は反時計回りに５００ｒｐｍで回転した。歯内療法用器具の回転は、それが曲げ疲労のために破損するまで継続させた。柔軟性試験は、ＩＳＯ３６３０−１：２００８、Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ−Ｒｏｏｔ−ｃａｎａｌｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ−ＰａｒｔＩ：Ｇｅｎｅｒａｌｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔｓａｎｄｔｅｓｔｍｅｔｈｏｄｓ）に記載されるように、医療器具の剛性を測定する。トルク試験は、ＩＳＯ３６３０−１：２００８、Ｄｅｎｔｉｓｔｒｙ−Ｒｏｏｔ−ｃａｎａｌｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ−ＰａｒｔＩ：Ｇｅｎｅｒａｌｒｅｑｕｉｒｅｍｅｎｔｓａｎｄｔｅｓｔｍｅｔｈｏｄｓ）に記載されるように、ねじりおよび角度偏向による破損に対する医療器具の耐性を測定する。

特定の一例では、回転式歯内療法用器具を、本発明に従って用意し、周知のマルテンサイトＮｉＴｉの回転式歯内療法用器具と比べて試験を行った。同様に成形およびサイズ設定された回転式歯内療法用器具は、可変の螺旋角度の溝および三角形の断面を備えた４％のテーパを有する、２５ｍｍの歯内療法用やすりを含んでいた。さらに、サンプルＡは、マルテンサイトＮｉＴｉの回転式歯内療法用やすりを含み、サンプルＢおよびＣは、本発明による銅−アルミニウムベースの回転式歯内療法用やすりを含んでいた。結果を表１に示す。

複数の構成要素もしくは工程の機能もしくは構造を組み合わせて、単一の構成要素もしくは工程にすること、または１つの工程もしくは構成要素の機能もしくは構造を、複数の工程もしくは構成要素に分割することが可能であることがさら理解されるであろう。本発明は、こうした組み合わせのすべてを企図している。本明細書に示される様々な構造の寸法および幾何形状は、本発明を限定することを意図するものではなく、他の寸法または幾何形状も可能である。方向への言及は、説明を理解しやすくすることを意図したものであり、決して本発明の範囲を限定するものではない。他の実施形態では、基準の方向が、様々に示され、開示されまたは配置されたものと異なってもよい。また、本明細書において使用される言い回しおよび用語は、説明のためのものであり、限定するものと考えるべきではないことを理解されたい。さらに、本発明の特徴を例示される実施形態の１つのみとの関連において記載していることがあるが、そうした特徴を、任意の所与の用途のために、他の実施形態の１つまたはそれ以上の他の特徴と組み合わせることができる。上述のことから、やはり本明細書における独自の構造の製作およびその動作も、本発明による方法を構成することが理解されよう。本発明は、本明細書における方法の実施によって得られる中間製品および最終製品も包含する。また「備える（comprising）」または「含む（including）」の使用は、列挙される特徴「から本質的になる（consist essentially of）」または「からなる（consist of）」実施形態も企図している。

本明細書において示される説明および実例は、本発明、その原理およびその実用的な用途を当業者に伝えることを意図したものである。当業者は、本発明を、特定の使用の要件に最適であり得る多くの形に適合および適用することが可能である。したがって、述べられた本発明の特定の実施形態は、本発明を包括または限定することを意図するものではない。したがって、本発明の範囲は、上述の説明を基準として決定すべきではなく、添付の特許請求の範囲を基準とし、そうした特許請求の範囲が権利を与えられる等価物の全範囲と共に決定すべきである。特許出願および公報を含むすべての論文および参照文献の開示は、すべての目的のために参照によって組み入れる。

Claims

超弾性の単結晶形状記憶合金を含む医療器具であって、該医療器具は歯内療法用やすりであり、該単結晶形状記憶合金はＮｉＴｉ系形状記憶合金であり、前記ＮｉＴｉ系形状記憶合金は、ＸがＦｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、ＮｂおよびＣｏからなる群から選択されるような式ＮｉＴｉＸのものである、医療器具。
超弾性の単結晶形状記憶合金の歯内療法用やすりを形成するための方法であって、
（ｉ）単結晶形状記憶合金を提供する工程と；
（ｉｉ）単結晶形状記憶合金を成形して歯内療法用やすりを形成する工程と
を含み、単結晶形状記憶合金はＮｉＴｉ系形状記憶合金であり、前記ＮｉＴｉ系形状記憶合金は、ＸがＦｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、ＮｂおよびＣｏからなる群から選択されるような式ＮｉＴｉＸのものである、前記方法。
医療器具を形成するために、単結晶形状記憶合金を研削する、熱処理する、ねじる、酸腐食する、またはそれらの任意の組み合わせの工程をさらに含む請求項２に記載の方法。
超弾性の単結晶形状記憶合金の歯内療法用やすりを形成するための方法であって、
形状記憶合金の溶融物を提供する工程と；
溶融物に少なくとも１つの結晶種を導入する工程と；
単結体を成長させる工程と；
少なくとも１つの結晶種および単結体を単結晶の成長速度より遅い速度で引き抜く工程と；
引き抜かれた単結晶成長体を成形して歯内療法用やすりを形成する工程と
を含み、
単結晶形状記憶合金はＮｉＴｉ系形状記憶合金であり、前記ＮｉＴｉ系形状記憶合金は、ＸがＦｅ、Ｃｕ、Ｃｒ、ＮｂおよびＣｏからなる群から選択されるような式ＮｉＴｉＸのものである、前記方法。
ダイスは、それを通して引き抜かれる単結晶成長体を成形するための貫通孔を画成する
少なくとも１つの可動部を含む請求項４に記載の方法。
成形工程は、テーパ、溝パターン、螺旋角度またはそれらの任意の組み合わせを得るために、回転可能な要素を有するダイスを通して単結晶成長体を引き抜くことを含む請求項５に記載の方法。
導入工程で、単結晶成長は、最初に単一の結晶種によって核形成され、次いでセルフシーディングの形で継続する請求項４に記載の方法。
溶融物を受けるための容器を提供する工程と；
溶融物を容器に送り込む工程と
をさらに含む請求項７に記載の方法。