JPS6051904B2 - 歯列矯正部材 - Google Patents
歯列矯正部材Info
- Publication number
- JPS6051904B2 JPS6051904B2 JP56140477A JP14047781A JPS6051904B2 JP S6051904 B2 JPS6051904 B2 JP S6051904B2 JP 56140477 A JP56140477 A JP 56140477A JP 14047781 A JP14047781 A JP 14047781A JP S6051904 B2 JPS6051904 B2 JP S6051904B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- temperature
- load
- superelastic
- wire
- orthodontic
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired
Links
Landscapes
- Dental Tools And Instruments Or Auxiliary Dental Instruments (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は、不正状態にある歯列を正常な歯列に矯正する
ための新しい矯正部材に関するものである。
ための新しい矯正部材に関するものである。
一般に歯列を矯正するには、金属ワイヤーの弾性を活用
するものであり、矯正したい歯に対し、金属ワイヤーの
曲げや引張りにより生じる負荷荷重を加え、歯を与えた
荷重の方向に矯正していく。
するものであり、矯正したい歯に対し、金属ワイヤーの
曲げや引張りにより生じる負荷荷重を加え、歯を与えた
荷重の方向に矯正していく。
従来の矯正用の金属ワイヤーは、ステンレス鋼やＣｏ−
Ｃｒ基合金鋼や強加工Ｎｉ−Ｔｉ合金からなる。
Ｃｒ基合金鋼や強加工Ｎｉ−Ｔｉ合金からなる。
このような従来の金属ワイヤーは、いずれも弾性として
、それぞれの金属材料の保有する比例弾性限を活用する
ものてあり、より比例弾性限の高い強加工Ｎｉ−Ｔｉ合
金においても、引張り試験において伸び２％を越えるこ
とはない。他の鋼にいたつては、１％弱である。また比
例弾性限を越えて曲けや引張り変形を加えた場合には、
金属ワイヤーは塑性変形をおこしてしまうため、過度の
変形加工を要求することは困難であつた。さらに、従来
の金属材料の弾性は、材料個有の特性であり、熱処理等
の加工によつても改質することは難カルく、特に強加工
Ｎｉ−Ｔｉ合金においては、熱処理により強加工の特性
が失なわれ、すなわち、比例弾性限は半減するために、
熱処理は行なわない。
、それぞれの金属材料の保有する比例弾性限を活用する
ものてあり、より比例弾性限の高い強加工Ｎｉ−Ｔｉ合
金においても、引張り試験において伸び２％を越えるこ
とはない。他の鋼にいたつては、１％弱である。また比
例弾性限を越えて曲けや引張り変形を加えた場合には、
金属ワイヤーは塑性変形をおこしてしまうため、過度の
変形加工を要求することは困難であつた。さらに、従来
の金属材料の弾性は、材料個有の特性であり、熱処理等
の加工によつても改質することは難カルく、特に強加工
Ｎｉ−Ｔｉ合金においては、熱処理により強加工の特性
が失なわれ、すなわち、比例弾性限は半減するために、
熱処理は行なわない。
ｉ 本発明の歯列矯正部材は、以上に述べた従来の金属
材料の用い方とは全く根本的に異なるものであり、矯正
を生理学的な立場からとらえ、かつ従来の金属材料には
ない新しい特性、すなわち超弾性効果を保有する超弾性
Ｎｉ−Ｔｉ合金により、新夕治療方式およびその部材を
提供するものである。
材料の用い方とは全く根本的に異なるものであり、矯正
を生理学的な立場からとらえ、かつ従来の金属材料には
ない新しい特性、すなわち超弾性効果を保有する超弾性
Ｎｉ−Ｔｉ合金により、新夕治療方式およびその部材を
提供するものである。
先ず生理学的な面から矯正方式の特徴を説明する。従来
、矯正荷重はほぼ一定の値の荷重を付加するが、本発明
においては、矯正荷重を間欠的に変？５−化させて付加
し、矯正を効果的に進行させるものである。
、矯正荷重はほぼ一定の値の荷重を付加するが、本発明
においては、矯正荷重を間欠的に変？５−化させて付加
し、矯正を効果的に進行させるものである。
すなわち、矯正部材を設置する口腔内の温度変化により
行なうものであり、例えば通常の口腔内の温度（体温：
３ｒＣ）と湯や食事等の高濶の温度刺激物や、水や氷等
の低温の温度刺激物が口腔内に取り入れらることにより
生じる温度差に対応し、矯正部材の矯正荷重が自動的に
変化し、温度が高くなる程高い矯正荷重が付加される。
従つて、被験者が温度刺激物を口腔内に取り入れること
は普段行なうことであり、意識的に実行することも可能
であり、矯正をスムーズに進行させることができるもの
である。また、間欠的な負荷を人体に与えることは、常
に一定の荷重を与えた状態に置くことに比して生理学的
にも効果的であり、矯正が短期のうちに進行する。
行なうものであり、例えば通常の口腔内の温度（体温：
３ｒＣ）と湯や食事等の高濶の温度刺激物や、水や氷等
の低温の温度刺激物が口腔内に取り入れらることにより
生じる温度差に対応し、矯正部材の矯正荷重が自動的に
変化し、温度が高くなる程高い矯正荷重が付加される。
従つて、被験者が温度刺激物を口腔内に取り入れること
は普段行なうことであり、意識的に実行することも可能
であり、矯正をスムーズに進行させることができるもの
である。また、間欠的な負荷を人体に与えることは、常
に一定の荷重を与えた状態に置くことに比して生理学的
にも効果的であり、矯正が短期のうちに進行する。
しかも通常時には、軽度の負荷荷重を付加しておけばよ
く（極端な場合、体温において負荷荷重が零であつても
良い）、温度刺激物を考慮して最大負荷荷重を選定する
こともでき、被験者にとつて痛み等の苦痛を極めて軽く
することができる。また通常時は、軽度の負荷荷重であ
るため被験者にとつて痛み等無視できる水準とすること
ができるため、一般に長期にわたる矯正治療において、
精神的な面での苦痛についても除くことができる。歯を
移動させるこは、従来より最適の矯正力が存在するとさ
れているが、本発明においては、荷重の付加と開放によ
り間欠的に矯正していくものである。
く（極端な場合、体温において負荷荷重が零であつても
良い）、温度刺激物を考慮して最大負荷荷重を選定する
こともでき、被験者にとつて痛み等の苦痛を極めて軽く
することができる。また通常時は、軽度の負荷荷重であ
るため被験者にとつて痛み等無視できる水準とすること
ができるため、一般に長期にわたる矯正治療において、
精神的な面での苦痛についても除くことができる。歯を
移動させるこは、従来より最適の矯正力が存在するとさ
れているが、本発明においては、荷重の付加と開放によ
り間欠的に矯正していくものである。
歯の移動方向の歯根膜には圧迫帯が生じ、歯槽壁におい
ては、破骨細胞の活動による吸！収が起り、反対側の歯
根膜には牽引帯が生じ、歯槽壁には造骨細胞による添加
がなされる。従つて本発明の楊合、歯に最大荷重がかか
るのは一時的であると同時に、荷重自体所望の値を越え
ないようになされるため、歯根膜を血行障害をΔ起さな
い。また荷重が変動するため、破骨細胞および造骨細胞
の活動も活発化し、矯正も速やかに進行する。次に、上
記の矯正治療方式を可能とする矯正部材について述べる
。
ては、破骨細胞の活動による吸！収が起り、反対側の歯
根膜には牽引帯が生じ、歯槽壁には造骨細胞による添加
がなされる。従つて本発明の楊合、歯に最大荷重がかか
るのは一時的であると同時に、荷重自体所望の値を越え
ないようになされるため、歯根膜を血行障害をΔ起さな
い。また荷重が変動するため、破骨細胞および造骨細胞
の活動も活発化し、矯正も速やかに進行する。次に、上
記の矯正治療方式を可能とする矯正部材について述べる
。
４本発明の歯列矯正部材
は、超弾性効果を有する超弾性Ｎｉ−Ｔｉ合金から成る
ものである。超弾性効果は、従来の金属材料にみられる
比例弾性限とは全く性質を異にするものであり、引張り
試験において約８％におよぶ変形を与えても、除荷する
ことより元形へ超弾性的に回復するものである。このよ
うに、従来材料には見られない高い弾性変形能を有して
いるため、矯正に必要な曲げや引張５り変形に対して弾
性的に充分対応できるものである。さらに、超弾性は環
境温度が一定であれば、一定の荷重下で変形が進行する
という性質がある。
は、超弾性効果を有する超弾性Ｎｉ−Ｔｉ合金から成る
ものである。超弾性効果は、従来の金属材料にみられる
比例弾性限とは全く性質を異にするものであり、引張り
試験において約８％におよぶ変形を与えても、除荷する
ことより元形へ超弾性的に回復するものである。このよ
うに、従来材料には見られない高い弾性変形能を有して
いるため、矯正に必要な曲げや引張５り変形に対して弾
性的に充分対応できるものである。さらに、超弾性は環
境温度が一定であれば、一定の荷重下で変形が進行する
という性質がある。
従つて、環境温度が同一てあれば、歯の矯正荷Ｏ重は歯
の移動が生じた場合でも、初期に設定した矯正荷重が引
き続き得られる。すなわち、矯正部材にあらかじめ与え
ておいた部材の変形量が矯正の過程で変化しても、矯正
荷重は変化しないという特徴がある。夕 また、環境温
度が変化すれば、矯正部材の負荷荷重は温度変化に対応
し変化し、環境温度が高くなる程負荷荷重も増大するこ
ととなる。
の移動が生じた場合でも、初期に設定した矯正荷重が引
き続き得られる。すなわち、矯正部材にあらかじめ与え
ておいた部材の変形量が矯正の過程で変化しても、矯正
荷重は変化しないという特徴がある。夕 また、環境温
度が変化すれば、矯正部材の負荷荷重は温度変化に対応
し変化し、環境温度が高くなる程負荷荷重も増大するこ
ととなる。
すなわち超弾性の領域の応力（荷重）は略一定であると
同時に、温度に対し比例関係にあるためである。ノ 特
に、温度変化に対応し超弾性の応力（荷重）が変化する
特徴は、他の材料に見られない現象であるとともに、前
記の口腔内への温度刺激物の取り入れにより生じる温度
変化によつて負荷荷重を変化させることも可能になる。
なお矯正部材として希望の特性を得るには、Ｎｉ−Ｔｉ
合金の場合においても成分比の厳密な選定が必要であり
、また部材への加工条件や熱処理条件も選定が必要であ
る。
同時に、温度に対し比例関係にあるためである。ノ 特
に、温度変化に対応し超弾性の応力（荷重）が変化する
特徴は、他の材料に見られない現象であるとともに、前
記の口腔内への温度刺激物の取り入れにより生じる温度
変化によつて負荷荷重を変化させることも可能になる。
なお矯正部材として希望の特性を得るには、Ｎｉ−Ｔｉ
合金の場合においても成分比の厳密な選定が必要であり
、また部材への加工条件や熱処理条件も選定が必要であ
る。
また部材の形状（例えばワイヤー径や断面形状）の選定
によつても特性は変わる。他方、これらの要因を組み立
てることにより、矯正に必要な特性を自由に作り上げる
ことも可能である。超弾性効果を有する金属材料には、
Ｎｉ−Ｔｉ金属間化合物を主体とする合金や、その他に
は、Ｃｕ−Ｚｎ，Ｃｕ−Ｚｎ−Ｘ（Ｘ＝Ｓｉ，Ｓｎ，Ａ
ｌなど）、Ｃｕ−Ａ１−Ｎｉ，Ａｕ−Ｃｄ，Ａｇ−Ｃｄ
，Ｎｉ−Ａｌ，Ｃｕ一Ａｕ−Ｚｎ，Ｃｕ−Ｓｎなどの合
金がある。
によつても特性は変わる。他方、これらの要因を組み立
てることにより、矯正に必要な特性を自由に作り上げる
ことも可能である。超弾性効果を有する金属材料には、
Ｎｉ−Ｔｉ金属間化合物を主体とする合金や、その他に
は、Ｃｕ−Ｚｎ，Ｃｕ−Ｚｎ−Ｘ（Ｘ＝Ｓｉ，Ｓｎ，Ａ
ｌなど）、Ｃｕ−Ａ１−Ｎｉ，Ａｕ−Ｃｄ，Ａｇ−Ｃｄ
，Ｎｉ−Ａｌ，Ｃｕ一Ａｕ−Ｚｎ，Ｃｕ−Ｓｎなどの合
金がある。
これらの合金は、一般に熱弾性型といわれるマルテンサ
イト変態をする規則格子合金であり、超弾性は、これら
の金属のマルテンサイト変態温度より上の温度領域にお
いて生じる応力誘起のマルテンサイト変態およびその逆
変態を駆動力とするものである。そしてこの変態は、一
般に母相（オーステナイト相）−マルテンサイト相間の
正逆変態のヒステリシスが小さく、結晶学的に可逆的で
あるという性質をもつている。結晶学的に可逆的とは、
逆変態で単に母相の結晶構造に戻るだけでなく、結晶の
方位も元に戻るということである。以上のような超弾性
が得られる金属材料のうちＮｉ−Ｔｉ合金は多結晶から
なり、金属材料としての一般的な特性、例えば耐食性等
が優れているため、歯列矯正部材として最適である。
イト変態をする規則格子合金であり、超弾性は、これら
の金属のマルテンサイト変態温度より上の温度領域にお
いて生じる応力誘起のマルテンサイト変態およびその逆
変態を駆動力とするものである。そしてこの変態は、一
般に母相（オーステナイト相）−マルテンサイト相間の
正逆変態のヒステリシスが小さく、結晶学的に可逆的で
あるという性質をもつている。結晶学的に可逆的とは、
逆変態で単に母相の結晶構造に戻るだけでなく、結晶の
方位も元に戻るということである。以上のような超弾性
が得られる金属材料のうちＮｉ−Ｔｉ合金は多結晶から
なり、金属材料としての一般的な特性、例えば耐食性等
が優れているため、歯列矯正部材として最適である。
特に最近は、Ｎｉ−Ｔｉ合金の特性を向上させる研究も
進み、Ｎｉ（５Ｔｉの二元合金のみならず、ＮｉをＣｕ
，ＦｅあるいはＣＯの置換することにより、変態温度の
制御や、ヒステリヒスをより小さくし、荷重付加時の超
弾性荷重と除荷時の超弾性荷重との差を小さくすること
も、向上しつつある。
進み、Ｎｉ（５Ｔｉの二元合金のみならず、ＮｉをＣｕ
，ＦｅあるいはＣＯの置換することにより、変態温度の
制御や、ヒステリヒスをより小さくし、荷重付加時の超
弾性荷重と除荷時の超弾性荷重との差を小さくすること
も、向上しつつある。
Ｎ１−Ｔ１合金は、組成を５０．５ａｔ％Ｎ１乃至５１
ａｔ％Ｎｊ一残Ｔｉとすることにより、マルテンサイト
変態開始温度およびその逆変態終了温度を口腔内温度（
体温）よりも低くすることができ、少なくとも口腔内温
度（体温）に相当する３７℃およびそれ以上の温度にお
いて超弾性が得られる。本発明の歯列矯正部材の一例と
して、５０．７ａｔ％Ｎｉ−Ｔｉを用いたので、この材
料について述べる。成分比として５０．７ａｔ％Ｎｉと
残Ｔｉの原料を高周波真空溶解し、銅製鋳型に鋳込んだ
。
ａｔ％Ｎｊ一残Ｔｉとすることにより、マルテンサイト
変態開始温度およびその逆変態終了温度を口腔内温度（
体温）よりも低くすることができ、少なくとも口腔内温
度（体温）に相当する３７℃およびそれ以上の温度にお
いて超弾性が得られる。本発明の歯列矯正部材の一例と
して、５０．７ａｔ％Ｎｉ−Ｔｉを用いたので、この材
料について述べる。成分比として５０．７ａｔ％Ｎｉと
残Ｔｉの原料を高周波真空溶解し、銅製鋳型に鋳込んだ
。
インゴットは鍛造工程を経て、線径がφ０．４ＷＬに至
るまでダイス線引を行なつた。
るまでダイス線引を行なつた。
線引の中間で線院をスムーズに行なうために焼鈍を行な
つた。線材は研磨によつて鏡面になされ、同時に仕上が
り径をφ０．３７悶とした。さらに、加工歪除去と超弾
性を得るために熱処理を真空炉で行なつた。
つた。線材は研磨によつて鏡面になされ、同時に仕上が
り径をφ０．３７悶とした。さらに、加工歪除去と超弾
性を得るために熱処理を真空炉で行なつた。
処理条件は次のとおりである。Ｑ処理温度：７００℃
○ 処理時間：１時間
ｏ冷 却：炉冷（除冷）
熱処理上りの線材の特性は次の通りである。
Ｏ マルテンサイト弯態開始温度 ：ー４０℃Ｏ マル
テンサイト逆変態終了温度：５℃Ｑ引張り試験における
荷重一歪曲線：第１図Ｏ曲げ試験における荷重一歪曲線
：第２図第１図において、付加時の荷重一歪曲線を実
線で示し、除荷時の例を点線で示す。
テンサイト逆変態終了温度：５℃Ｑ引張り試験における
荷重一歪曲線：第１図Ｏ曲げ試験における荷重一歪曲線
：第２図第１図において、付加時の荷重一歪曲線を実
線で示し、除荷時の例を点線で示す。
付加時および除荷時とも、変形および回復が一定荷動の
もとに行なわれているが、これが超弾性である。また環
境温度について、体温に相当する３７℃と口腔内に温度
刺激物が取り入れられた状態を想定した６０℃のそれぞ
れの荷重一歪曲線を示したが、高温程一定変形量におけ
る荷重が増大することを表わしている。
もとに行なわれているが、これが超弾性である。また環
境温度について、体温に相当する３７℃と口腔内に温度
刺激物が取り入れられた状態を想定した６０℃のそれぞ
れの荷重一歪曲線を示したが、高温程一定変形量におけ
る荷重が増大することを表わしている。
付加時および除荷時とも同じ傾向を有している。第２図
において示す曲げ特性は、長さ１０ｍｍの線材を用い、
一端を固定し、他端に負荷荷重を加えた時の荷重と曲げ
変形量の関係を示している。
において示す曲げ特性は、長さ１０ｍｍの線材を用い、
一端を固定し、他端に負荷荷重を加えた時の荷重と曲げ
変形量の関係を示している。
引張試験と同様、３７℃よりも６０℃の方が一定変形量
を与えた場合の荷重が高い。また曲げ変形量が一定水準
を越えると、一定荷重のもとで変形が進行する。すなわ
ち、曲げにおける超弾性である。本発明の歯列矯正部材
は、引張り試験および曲げ試験のいずれにおいても、ま
た荷重の付加時および除荷時のいずれも、環境温度に基
づく一定の荷重で変形あるいは回復の現象が生じる。
を与えた場合の荷重が高い。また曲げ変形量が一定水準
を越えると、一定荷重のもとで変形が進行する。すなわ
ち、曲げにおける超弾性である。本発明の歯列矯正部材
は、引張り試験および曲げ試験のいずれにおいても、ま
た荷重の付加時および除荷時のいずれも、環境温度に基
づく一定の荷重で変形あるいは回復の現象が生じる。
それぞれの荷重は、材料のマルテンサイト変態温度に基
因するものであり、付加時超弾性荷重はマルテンサイト
変態開始温度（ＭＳ点）に依存し、除荷時超弾性荷重は
マルテンサイト逆変態終了温度（Ａｆ点）に依存する。
従つて、本発明の矯正部材としては、口腔内温度３ｒＣ
において少なくとも超弾性を保持せしめるために、マル
テンサイト逆変態温度が口腔内温度３７℃以下でなけれ
ばならない。
因するものであり、付加時超弾性荷重はマルテンサイト
変態開始温度（ＭＳ点）に依存し、除荷時超弾性荷重は
マルテンサイト逆変態終了温度（Ａｆ点）に依存する。
従つて、本発明の矯正部材としては、口腔内温度３ｒＣ
において少なくとも超弾性を保持せしめるために、マル
テンサイト逆変態温度が口腔内温度３７℃以下でなけれ
ばならない。
このような矯正部材としては、前述のように成分として
は、５０．５ａｔ％Ｎｉ乃至５１ａｔ％Ｎｉ一残Ｔｉが
必要であり、望ましくは５０．７ａｔ％Ｎｉ−Ｔｉ計金
が適切である。なぜならば、変態温度は熱処理条件によ
つても変動するため、市場において、特に歯科矯正医の
手により熱処理が施こされることを考える必要がある。
望ましくは、温度制御可能な熱処理炉を用５いることで
あるが、歯科矯正医は一般に線材に対し通電することに
より、線材の抵抗により発生する熱を活用し、熱処理を
行なう簡単な設備を保有している。この方法によれば、
熱処理時の冷却速度が早くなるため、熱処理炉による炉
冷（徐冷）θに対し変態温度が低下する傾向がある。従
つて、線材は歯科矯正医に提供する段階において、マル
テンサイト逆変態終了温度が体温に相当する温度３７℃
であれば、歯科矯正医の熱処理により変態温度が３ｒＣ
以下になり、体温において確実に弾性を得ることができ
る。なお冷却速度により変態温度の低下分をあらかじめ
高めに補正しておくこともできる。以上のような材料を
用いた歯列矯正部材について、ワイヤーを例に説明する
。
は、５０．５ａｔ％Ｎｉ乃至５１ａｔ％Ｎｉ一残Ｔｉが
必要であり、望ましくは５０．７ａｔ％Ｎｉ−Ｔｉ計金
が適切である。なぜならば、変態温度は熱処理条件によ
つても変動するため、市場において、特に歯科矯正医の
手により熱処理が施こされることを考える必要がある。
望ましくは、温度制御可能な熱処理炉を用５いることで
あるが、歯科矯正医は一般に線材に対し通電することに
より、線材の抵抗により発生する熱を活用し、熱処理を
行なう簡単な設備を保有している。この方法によれば、
熱処理時の冷却速度が早くなるため、熱処理炉による炉
冷（徐冷）θに対し変態温度が低下する傾向がある。従
つて、線材は歯科矯正医に提供する段階において、マル
テンサイト逆変態終了温度が体温に相当する温度３７℃
であれば、歯科矯正医の熱処理により変態温度が３ｒＣ
以下になり、体温において確実に弾性を得ることができ
る。なお冷却速度により変態温度の低下分をあらかじめ
高めに補正しておくこともできる。以上のような材料を
用いた歯列矯正部材について、ワイヤーを例に説明する
。
超弾性ワイヤーは様々な使用方法を考慮して、直線の線
材として用意される。
材として用意される。
またあらかじめ歯列に合わせアーチ状とすることもでき
る。さらに厳密な形状とするためには、より簡単な方法
としては、超弾性ワイヤーを所望の形状を有する型に設
置し、熱処理を施こす方法がある。
る。さらに厳密な形状とするためには、より簡単な方法
としては、超弾性ワイヤーを所望の形状を有する型に設
置し、熱処理を施こす方法がある。
この方法によれば、極めて複雑な形状も容易に得られる
。歯科矯正医の手による熱処理は、２００℃以上であれ
ば良い。アーチ状になされた超弾性ワイヤー１は、第３
図に示すように、矯正したい歯２と両サイドの正常な歯
３，４に取りつけられる。
。歯科矯正医の手による熱処理は、２００℃以上であれ
ば良い。アーチ状になされた超弾性ワイヤー１は、第３
図に示すように、矯正したい歯２と両サイドの正常な歯
３，４に取りつけられる。
歯に対する超弾性ワイヤーの取りつけは、従来のワイヤ
ーの取りつけと全く同じである。例えばワイヤー取りつ
け用ブラケット５を用い、該ブラケット５を歯の直接ボ
ンディングするか、または歯にかぶせた金属環に溶接す
るなどの方法がある。超弾性ワイヤーが正常な歯３，７
にのみ取りつけられた状態を、第２図に実線で示す。
ーの取りつけと全く同じである。例えばワイヤー取りつ
け用ブラケット５を用い、該ブラケット５を歯の直接ボ
ンディングするか、または歯にかぶせた金属環に溶接す
るなどの方法がある。超弾性ワイヤーが正常な歯３，７
にのみ取りつけられた状態を、第２図に実線で示す。
さらに、矯正したい歯２に超弾性ワイヤーが取につけら
れ，た状態を点線で示す。超弾性ワイヤー１は、歯３，
２，４に至る歯列において、曲げおよび引張りの変形が
付与され、歯２には超弾性ワイヤー１が元形である実線
で示す状態に戻ろうとする力（荷重）が作用する。荷重
の方向は、矢印で示す！方向となる。このような状態に
おかれることにより、歯に加えられた荷重により、徐々
に歯は移動し、矯正されていく。
れ，た状態を点線で示す。超弾性ワイヤー１は、歯３，
２，４に至る歯列において、曲げおよび引張りの変形が
付与され、歯２には超弾性ワイヤー１が元形である実線
で示す状態に戻ろうとする力（荷重）が作用する。荷重
の方向は、矢印で示す！方向となる。このような状態に
おかれることにより、歯に加えられた荷重により、徐々
に歯は移動し、矯正されていく。
特に本発明においては、通常の場合、口腔内温度は体温
３７℃に等しく、超弾性ワイヤー３に生じる応力（荷重
）は極めて軽度であるが、口腔内にお茶やコーヒー等の
湯を取り入れたり、食事をしたりする時、超弾性ワイヤ
ーは体温より高い温度、例えば５０〜６０゜Ｃ位に一時
的に上昇し、超弾性による応力（荷重）は大きくなり、
歯に矯正力として働く。また水や氷等の体温より低い温
度のものを口腔内にとり入れることにより、荷重は小さ
い方向に動き、場合によつては荷重は零になる。このよ
うに、荷重が間欠的に作用すること自体も効果的である
。さらには、意識的に治療を促進させるさめ、繰り返し
口腔内に高温あるいは低温の温度刺激物をノ取り入れる
ことも可能てある。
３７℃に等しく、超弾性ワイヤー３に生じる応力（荷重
）は極めて軽度であるが、口腔内にお茶やコーヒー等の
湯を取り入れたり、食事をしたりする時、超弾性ワイヤ
ーは体温より高い温度、例えば５０〜６０゜Ｃ位に一時
的に上昇し、超弾性による応力（荷重）は大きくなり、
歯に矯正力として働く。また水や氷等の体温より低い温
度のものを口腔内にとり入れることにより、荷重は小さ
い方向に動き、場合によつては荷重は零になる。このよ
うに、荷重が間欠的に作用すること自体も効果的である
。さらには、意識的に治療を促進させるさめ、繰り返し
口腔内に高温あるいは低温の温度刺激物をノ取り入れる
ことも可能てある。
この状態で１ケ月乃至数ケ月経過することにより、最終
的に希望の歯列形状に歯を矯正することができる。
的に希望の歯列形状に歯を矯正することができる。
実施例として極めて単純な例を述べたが、複雑、な矯正
であつても、基本的に同じである。
であつても、基本的に同じである。
しかし複雑であれば一層、超弾性ワイヤーを用いる効果
が大きい場合も多い。例えば複数の歯を同時に矯正した
い場合で、矯正量がそれぞれアンバラスの場合など、超
弾性効果による弾性形態が大であるために、より効果的
である。させ、以上に詳述した通り本発明は、被験者に
とつて矯正の苦痛をまぬがれ、水や湯や食事をとるとい
う極めて自然な日常生活の中で、歯が矯正されていく新
しい矯正方式を提供するものてあり、その効果は大きい
。
が大きい場合も多い。例えば複数の歯を同時に矯正した
い場合で、矯正量がそれぞれアンバラスの場合など、超
弾性効果による弾性形態が大であるために、より効果的
である。させ、以上に詳述した通り本発明は、被験者に
とつて矯正の苦痛をまぬがれ、水や湯や食事をとるとい
う極めて自然な日常生活の中で、歯が矯正されていく新
しい矯正方式を提供するものてあり、その効果は大きい
。
またこれに用いる矯正部材も超弾性効果を充分活用した
ものであり、その点でも種々のメリットが得られる。
ものであり、その点でも種々のメリットが得られる。
第１図は、本発明の歯列矯正部材の実施例として示した
超弾性ワイヤーに関する引張り試験における荷重一歪曲
線てあり、荷重を付加した場合を実線で示し、荷重を除
荷した場合を点線で示す。 第２図は、曲げ試験における荷重一歪曲線である。第３
図は、超弾性ワイヤーを用いて矯正を行なう原理を示す
図である。１・・・・・・超弾性ワイヤー、２・・・・
・・矯正したい歯、３，４・・・・・・正常の歯、５・
・・・・・ブラケット。
超弾性ワイヤーに関する引張り試験における荷重一歪曲
線てあり、荷重を付加した場合を実線で示し、荷重を除
荷した場合を点線で示す。 第２図は、曲げ試験における荷重一歪曲線である。第３
図は、超弾性ワイヤーを用いて矯正を行なう原理を示す
図である。１・・・・・・超弾性ワイヤー、２・・・・
・・矯正したい歯、３，４・・・・・・正常の歯、５・
・・・・・ブラケット。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ５０．５ａｔ％Ｎｉ乃至５１ａｔ％Ｎｉ−残Ｔｉか
らなり、マルテンサイト変態開始温度およびマルテンサ
イト逆変態終了温度が体温に相当する温度以下の温度で
あり、かつ前記開始温度および終了温度以上の環境温度
において応力誘起のマルテンサイト変態およびその逆変
態を駆動力とする超弾性を有していて前記環境温度の変
化によつて矯正荷重が変化するＮｉ−Ｔｉ合金からなる
ことを特徴とする歯列矯正部材。 ２ 前記Ｎｉ−Ｔｉ合金が５０．７ａｔ％Ｎｉ−残Ｔｉ
からなる特許請求の範囲第１項記載の歯列矯正部材。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56140477A JPS6051904B2 (ja) | 1981-09-07 | 1981-09-07 | 歯列矯正部材 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP56140477A JPS6051904B2 (ja) | 1981-09-07 | 1981-09-07 | 歯列矯正部材 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5841546A JPS5841546A (ja) | 1983-03-10 |
| JPS6051904B2 true JPS6051904B2 (ja) | 1985-11-16 |
Family
ID=15269512
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP56140477A Expired JPS6051904B2 (ja) | 1981-09-07 | 1981-09-07 | 歯列矯正部材 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6051904B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0534495Y2 (ja) * | 1987-09-18 | 1993-09-01 | ||
| JP2002500919A (ja) * | 1998-01-27 | 2002-01-15 | カー コーポレイション | 超弾性歯内療法用器具、その製造方法および装置 |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0665741B2 (ja) * | 1983-04-05 | 1994-08-24 | 古河電気工業株式会社 | 超弾性ＮｉＴｉ合金の製造方法 |
| CA1246956A (en) * | 1983-10-14 | 1988-12-20 | James Jervis | Shape memory alloys |
| US5067957A (en) * | 1983-10-14 | 1991-11-26 | Raychem Corporation | Method of inserting medical devices incorporating SIM alloy elements |
| US5190546A (en) * | 1983-10-14 | 1993-03-02 | Raychem Corporation | Medical devices incorporating SIM alloy elements |
| JP2524972B2 (ja) * | 1984-03-27 | 1996-08-14 | 古河電気工業株式会社 | 歯列矯正装置 |
-
1981
- 1981-09-07 JP JP56140477A patent/JPS6051904B2/ja not_active Expired
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0534495Y2 (ja) * | 1987-09-18 | 1993-09-01 | ||
| JP2002500919A (ja) * | 1998-01-27 | 2002-01-15 | カー コーポレイション | 超弾性歯内療法用器具、その製造方法および装置 |
| JP2010131457A (ja) * | 1998-01-27 | 2010-06-17 | Ormco Corp | 超弾性歯内療法用器具、その製造方法および装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5841546A (ja) | 1983-03-10 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4490112A (en) | Orthodontic system and method | |
| EP0465836B1 (en) | Orthodontic implement controllable of correction force | |
| EP2740811B1 (en) | Method for shape setting a shape memory alloy wire | |
| Chang et al. | A novel β-titanium alloy orthodontic wire | |
| US5102333A (en) | Orthodontic process for straightening teeth | |
| CN108468006B (zh) | 一种低模量高弹性β型钛合金牙弓丝的制备方法 | |
| JPS6320141B2 (ja) | ||
| Sachdeva et al. | Superelastic Ni-Ti alloys in orthodontics | |
| JPS6051904B2 (ja) | 歯列矯正部材 | |
| JPS5850951A (ja) | 歯列矯正用ブラケツト | |
| Sifakakis et al. | Nickel–titanium products in daily orthodontic practice | |
| JPS5844047A (ja) | 歯列矯正部材 | |
| JP2644285B2 (ja) | 生体埋入用Ｎｉ−Ｔｉ系形状記億合金インプラントの表面処理方法 | |
| JP2935124B2 (ja) | 歯列矯正器具 | |
| JP2004197112A (ja) | 生体用超弾性チタン合金の製造方法 | |
| Phukaoluan et al. | Effect of the addition of 3% Co in NiTi alloy on loading/unloading force | |
| Sethi et al. | EVOLUTION IN NICKEL TITANIUM WIRES: A REVIEW | |
| JP2006510426A (ja) | 歯列矯正で利用されるタイプの金属ワイヤおよびその製造方法 | |
| JPS58186719A (ja) | 眼鏡フレ−ムのテンプル | |
| JP2791787B2 (ja) | 歯列矯正ワイヤー | |
| JP2532884B2 (ja) | 歯科矯正用ワイヤ―の荷重レベル調節方法 | |
| Fafat et al. | Evaluation of archwires in fixed appliance orthodontics | |
| Yoneyama et al. | Super-elastic property of Ti-Ni alloy for use in dentistry | |
| JP2961554B2 (ja) | 歯列矯正器具 | |
| Pašić | USAGE OF SHAPE MEMORY ALLOYS IN DENTISTRY–ORTHODONTICS |