CN112654374A - 具有包含由氧化钇稳定的氧化锆制成的纳米结构的涂层的牙科制品 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种牙科制品，其包括由陶瓷材料制成的牙科制品本体和在所述牙科制品本体的表面上形成的涂层。所述涂层包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构，所述纳米结构的至少一部分的晶体习性具有至少近似正则凸多面体的形状。

Description

具有包含由氧化钇稳定的氧化锆制成的纳米结构的涂层的牙 科制品

本发明涉及一种权利要求1的前序的牙科制品，涉及一种用于提供牙科制品的方法和涉及所述牙科制品作为牙科植入物的用途。

牙科植入物为本领域众所周知的。通常，它们包括旨在锚固于患者颌骨中的锚固部分和旨在形成安装上覆结构比如桥或冠的基础的头部。因此，上覆结构的安装通常通过使用中间件(即所谓的“基台”(也称为“次级部件”))来进行，就像在“两部分式植入系统”或“多部分式植入系统”中的情况一样。

目前使用的牙科植入物通常由钛制成，钛除了具有生物相容性外还表现出高机械强度。

为了使植入物材料具有美学上令人满意的颜色，并且特别是与要放置牙科植入物的天然环境相配的颜色，已经建议使用陶瓷。其中，氧化锆陶瓷由于其机械强度和生物相容性而被证明非常适合。具体地讲，氧化钇稳定的四方氧化锆已经被证明为首选材料。

除表现出高机械强度和生物相容性的上述要求之外，成功的植入还要求牙科植入物以被人体接受的方式进行设计。当被免疫系统检测为异物并排斥时，牙科植入物可能会引起炎症，这不仅会给患者带来痛苦，而且通常导致需要进行后续手术以更换或移除植入物。

人体对牙科植入物的接受程度在很大程度上取决于植入物的表面。因此，植入物的表面必须以细胞附着于其上，并且天然的身体组织(特别是骨组织或软组织)开始在其周围生长，从而避免人体对牙科植入物的排斥的方式进行工程改造。

特别地，要求在植入之后不久实现活颌骨与植入物表面之间的直接结构和功能连接。这在本领域中称为“骨整合”，其代表植入物在短的愈合时间内安全地骨化，使得获得植入物与骨之间的永久性结合的趋势。

植入物的表面与体液以及周围骨组织之间的相互作用受到一旦植入物与血液接触便粘附(即吸附)至表面的蛋白的控制，并且特别受到在植入物表面形成的纤维蛋白网络的控制。人们认为吸附于植入物表面上的蛋白(特别是形成的纤维蛋白网络)会影响细胞的行为，例如骨细胞的分化和矿化。为了在植入物与骨组织之间获得快速而强大的相互作用，因此在表面上的蛋白粘附，并且特别是纤维蛋白网络形成至关重要。

影响蛋白粘附的一个重要因素为表面的亲水性及其表面形貌。

对于钛植入物，EP-A-0 388 576中描述了一种提供骨整合表面的突破性技术，其涉及结合了对表面进行喷砂(用于提供宏观形貌或“宏观粗糙度”)和随后用还原性酸进行蚀刻(用于提供叠加于“宏观粗糙度”上的微观形貌或“微观粗糙度”)的处理。通过这种处理，获得了具有极佳骨整合性能的所谓SLA®表面。

为了在由陶瓷材料制成的牙科植入物上提供骨整合表面形貌，EP-A-1 982 670提出了一种处理，借以在至少70℃的温度下用包含氢氟酸的蚀刻溶液蚀刻牙科植入物的至少一部分表面，从而从陶瓷材料中去除离散晶粒或晶粒的聚结体。

除了具有宏观和微观形貌的表面的重要性外，最近还发现，特定纳米结构(即亚微米范围内的结构)的存在也对蛋白的粘附，并最终在骨或软组织与植入物的良好相互作用中起重要的作用。

在这方面，WO 2013/056844描述了一种用于提供改善蛋白在本体(特别是植入物)的表面上的粘附的结构的方法。该方法包括将酸蚀刻的基体存储于水溶液中，借以在基体的表面上形成纳米结构的步骤。

同样，WO 2014/195025涉及在牙科植入物上形成纳米结构，但是出于不同的目的，即用于获得牙科植入物与周围软组织之间的强相互作用。在这方面，WO 2014/195025提出了一种表面形貌，当以宏观和微观尺度来看时其为光滑的，但是由于存在纳米结构而提供一种纳米级结构。

尽管合适的储存条件导致在钛上形成纳米结构，但是在氧化锆陶瓷上没有形成纳米结构。

另外，已经发现，当根据EP-A-1 982 670中描述的技术进行蚀刻处理时，氧化钇稳定的氧化锆会遭受钇的耗尽，这对材料的强度以及水热稳定性均产生负面影响。

尽管可通过限制蚀刻时间在一定程度上限制钇的耗尽，但是不能完全避免。另外，限制蚀刻时间需要在相对高的温度下进行蚀刻。鉴于用于根据EP-A-1 982 670的蚀刻的氢氟酸具有高度毒性的事实，对于高温下的蚀刻必须采取特别严格的安全措施。

考虑到上述缺点，因此本发明的问题为提供一种由具有高强度和高水热稳定性的陶瓷材料制成的牙科制品，其表面使得能够与周围组织形成相对快速而强大的相互作用。

根据一个特定方面，应当以至少基本上保持材料的强度和水热稳定性的方式，实现与周围组织的快速而强大的的相互作用，借以。问题通过权利要求1的主题和通过权利要求13的方法来解决。优选的实施方案以从属权利要求定义。

因此，根据权利要求1，本发明涉及一种牙科制品，其包括由陶瓷材料制成的牙科制品本体和在所述牙科制品本体的表面上形成的涂层。如权利要求1中进一步定义的，涂层包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构，所述纳米结构的至少一部分的晶体习性具有至少近似正则凸多面体的形状。

通过在权利要求1中定义的纳米结构的存在，可获得具有改善的生物活性的表面，如将在具体工作实例的上下文中讨论的那样。鉴于本体用作牙科植入物，这是特别相关的，对于牙科植入物而言，与周围组织的良好相互作用对于确保成功植入至关重要。

表面的改善的生物活性至少部分地归因于纳米结构，其使得能够改善牙科制品与周围组织的相互作用。

在这方面，已经发现纳米结构的形成伴随着本体周围骨组织矿化的增强。

具体地讲，纳米结构形成从本体表面向外突出的纳米级峰。不希望受到理论的束缚，假定细胞膜蛋白可直接或间接地(即通过其他蛋白的介导)粘附于纳米结构上，从而建立细胞对植入物表面的锚固。鉴于植入物的骨内部分，这最终使得周围骨组织能够与表面强烈地相互作用，例如通过成骨细胞迁移到由特定形貌所提供的凹坑或孔中。

视情况而定，形成保留位点的纳米结构不仅使得实现最佳的骨组织相互作用，从而实现良好的骨整合，而且可使得实现最佳的软组织相互作用，从而实现植入物骨内部分与口腔环境之间的有效密封。

如本发明的上下文中使用的术语“涂层”包括连续涂层以及不连续涂层两者。根据本发明的特定实施方案，涂层为连续的并且至少部分地密封其上施加有涂层的表面或表面的一部分。

在涂层与其上形成涂层的牙科制品本体之间，本发明的牙科制品表现出离散的界面。因此，与其中另外的组分(比如另外的钇)被掺入到陶瓷材料中而没有形成离散的界面的陶瓷本体的区别明显，就像在其中通过加热诱导的扩散掺入另外的组分的陶瓷本体中的情况一样。

通常，纳米结构与牙科制品本体的表面结成一体，这意味着其固有地连接于该表面，从而足够牢固地结合，以致在使用期间，特别是在插入到骨中期间不易于磨损。

如上所述，本发明纳米结构的至少一部分具有晶体习性，其具有至少近似正则多面体的形状。具体地讲，晶体习性具有包括以下(由其Schläfli符号定义)的至少近似凸正则多面体的形状：四面体{3, 3}、立方体{4, 3}、八面体{3, 4}、十二面体{5, 3}和/或二十面体{3, 5}。

术语“至少近似正则多面体的形状”包括任何晶体习性，其形状略微偏离完美多面体。特别地，本发明的定义也包括具有变形或扭曲的多面体形式的晶体习性。仍然进一步地，包括具有两个或更多个彼此穿透的多面体形状的任何晶体习性。

具体地讲，术语“近似正则凸多面体的形状”涉及与相应完美多面体的数学参数(比如角度、面积等)的偏离。

更具体地讲，纳米结构的晶体习性通过术语“具有至少近似正则凸多面体的形状”的定义包括：在其背离表面的一侧(即远端侧)具有正则凸多面体的相应区域或略微偏离的形状，但在面对表面的一侧(即近端侧)变形的纳米结构。

对于其中纳米结构的晶体习性具有至少近似四面体或八面体的形状的实施方案，已经确定了特别高的生物活性，并因此确定了与周围组织特别良好的相互作用。

根据本发明的一个特定实施方案，纳米结构在其远端侧具有正则凸多面体(特别是四面体或八面体)的相应区域或略微偏离的形状，并且在其近端侧具有变形的形状。更特别地，纳米结构在其近端侧具有形成表面取向的倾斜的柱状结构的柱状形状，这是纳米结构与牙科制品本体的表面结成一体的结果。

因此，根据另一方面，本发明还涉及一种牙科制品，其包括由陶瓷材料制成的牙科制品本体和在所述牙科制品本体的表面上形成的涂层，其中涂层包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构，纳米结构的至少一部分包括从表面突出并呈柱状的近端区域，所述近端区域逐渐变成纳米结构的远端区域，所述远端区域的平均直径比近端区域宽。具体地讲，如上所述，远端区域具有正则凸多面体的相应区域或略微偏离的形状。

根据一个特定的实施方案，近端区域的长度在约1 nm~约250 nm，具体地讲在约20nm~约100 nm，并且更具体地讲在约30 nm~约60 nm的范围内。一般地，近端区域或其一部分为至少近似圆柱形或圆锥形的。

根据另一特定的实施方案，远端区域在纵向方向(即由近端区域的纵向轴线限定的方向)上延伸约2 nm~约80 nm，具体地讲为约5 nm~约40 nm，和更具体地讲为约10 nm~约20 nm。

不管通过本发明获得的改善的生物活性如何，牙科制品的表面在下述意义上为惰性的：即使长时间植入之后，随着时间的推移仍保持恒定。具体地讲，在口腔环境中的加工和暴露期间，没有陶瓷材料中否则可能会发生的相变现象，并且呈现给周围组织的材料的结构不会发生任何可能对细胞与植入物表面之间的相互作用产生负面影响的变化。这对于连续植入高度相关，因为植入物与骨组织/软组织之间的相互作用非常敏感，并且只有在数周之后才能建立植入物的安全骨化。

通过施加氧化钇稳定的氧化锆涂层，本发明进一步使得能够减轻可能由于钇耗尽引起的问题。对于经受用于提供宏观和/或微观形貌的预处理，特别是根据EP-A-1 982 670中描述的技术的蚀刻处理的牙科制品，这可以是相关的。

另外，本发明还可至少在一定程度上保持材料的水热稳定性。因此，与遭受钇耗尽的制品相比较，可减少由水分引起的材料结构变化造成的牙科制品的水热老化现象。

根据本发明的一个优选实施方案，在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量高于3 摩尔%。这使得能够获得具有优选的晶体结构和晶体习性的氧化钇稳定的氧化锆。

根据另一优选的实施方案，在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量低于12 摩尔%。

根据一个特别优选的实施方案，在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量在6~8摩尔%的范围内，使得能够提供在室温下稳定的立方相或立方样相(cubic-like phase)，并且特别是四方相和立方相之间的中间相。

如上所述，牙科制品本体一般地由氧化锆，优选地由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₂制成。在这方面，特别优选的是，在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中钇的百分比与在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₂中钇的百分比不同。换句话说，涂层中的钇含量与牙科制品本体中的钇含量不同。根据另一优选的实施方案，由于牙科制品本体由3摩尔%的氧化钇稳定的四方氧化锆制成，所以涂层的钇含量优选地高于牙科制品本体的钇含量。

在提供包含氧化钇稳定的氧化锆纳米结构，并且特别是钇含量增加的氧化锆的涂层中，本发明与EP-A-2 046 235中关于牙科植入物的想法截然不同，与内部体积相比较，所述牙科植入物的表面具有氧化钇或氧化铝含量减少的耗尽区。通过提供权利要求1中定义的包括晶状纳米结构的涂层的牙科制品，本发明而是避免在牙科制品本体中出现钇耗尽区，从而如上所述地提供一种与由YSZ制成的遭受钇耗尽的本体相比较具有改善的强度和水热稳定性的牙科制品。

本发明进一步与WO 2006/102347中描述的技术区别明显，该文献既没有公开要形成的晶状纳米结构，也没有公开使用钇稳定的氧化锆作为纳米结构材料。

通过涂层包含具有至少近似正则凸多面体的形状的晶状纳米结构的特征，本发明与US 6586115的公开内容进一步形成非常明显的对比，该文献涉及一种热障涂层，特别是用于燃气轮机的热障涂层，所述涂层由用氧化钇部分稳定的氧化锆组成，并具有柱状晶粒的微观结构。

根据本发明的另一优选实施方案，涂层基本上由晶状纳米结构组成，因此使得改善的蛋白粘附位点能够均匀分布。

关于晶体结构，如上所述，纳米结构优选地为立方相、立方样相或四方相，并且特别是四方相和立方相之间的中间相，因为对于这些已经测定到特别高的生物活性。

根据另一优选的实施方案，本发明通过晶体习性定义的纳米结构或其部分的尺寸小于200 nm，优选地小于100 nm，更优选地小于50 nm，和最优选地尺寸在1~30 nm的范围内。在该上下文中，尺寸涉及在两个维度上最大程度的纳米结构或纳米结构部分，并且特别是可通过本领域技术人员众所周知的场发射扫描电子显微术(Field Emission ScanningElectron Microscopy) (FESEM)确定。具体地讲，上述尺寸涉及最大程度的定义纳米结构或纳米结构部分的晶体习性的正则凸多面体。

优选地，在其上形成涂层的牙科制品本体的表面为粗糙的，并且更优选地具有宏观和/或微观尺度的粗糙度。最优选地，其具有可通过喷砂和酸蚀刻获得的粗糙度，即宏观粗糙度叠加微观粗糙度，如例如可通过EP-A-1 982 670中描述的处理获得。

已经发现，包含宏观粗糙度和其上叠加的微观粗糙度的表面的保持组分不受添加本发明纳米结构的影响，但是纳米结构为表面增加改善的生物活性，最终导致最佳的骨整合。另外，如上所述，可避免先前报道的由蚀刻表面引起的钇耗尽问题。

通过选择至多约100 nm，优选地至多约70 nm，和最优选地至多约50 nm的涂层厚度，通过喷砂和/或蚀刻程序获得的宏观和/或微观粗糙度例如没有被“掩埋”在涂层的下面，但是仍然显示出其在组织相互作用方面的有益性能。因此，通过预处理获得的表面形貌保持其骨整合性能，这通过添加本发明的纳米结构进一步优化，而不是劣化。

根据另一方面，本发明还涉及一种用于提供如上所述的牙科制品的方法，所述方法包括以下步骤：

a) 提供一种由陶瓷材料制成的牙科制品本体，和

b) 使用由锆-钇合金制成的靶，通过物理气相沉积，在牙科制品本体的表面上形成包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构的涂层。

根据另一优选的实施方案，通过溅射沉积形成涂层。

如上所述，可通过该方法获得具有改善的生物活性的表面。同时，通过添加钇(以YSZ₁的形式)，可实现钇耗尽区中钇的补充，这可在通过酸蚀刻对本体进行预处理期间发生。

鉴于通过在步骤b)中形成的涂层形成了纳米级粗糙度，这提高了表面的生物活性，因此该方法完全不同于先前描述的如例如在WO 2012/030565中公开的溅射方法，该文献旨在提供一种光滑的低摩擦表面，并且使用陶瓷靶而不是由锆-钇合金制成的靶。因此，与在WO 2012/030565中教导的陶瓷靶的使用形成对比，根据本发明的方法使用金属靶。

如以下将要讨论的，作为用于从金属锆-钇靶形成氧化钇稳定的氧化锆的反应性气体所需的氧气一般地由物理气相沉积中使用的气体提供。

作为以上定义的使用锆-钇合金的方法的备选方案，本发明进一步涉及一种包括以上定义的步骤a)和b)，但是通过使用锆靶和钇靶代替由锆-钇合金制成的靶的方法。因此，根据该方法使用两种靶，其两者也均为金属的，从而明显不同于根据WO 2012/030565使用的陶瓷靶。

因此，具体地讲，本发明还涉及一种用于提供如上所述的牙科制品的方法，所述方法包括以下步骤：

a) 提供一种由陶瓷材料制成的牙科制品本体，和

b) 使用由锆制成的靶和由钇制成的靶，通过物理气相沉积，在牙科制品本体的表面上形成包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构的涂层。

如上所述，所施加的涂层厚度优选地为至多约100 nm，优选地至多约70 nm，和最优选地至多约50 nm。因此，该特定实施方案的方法甚至进一步远离用于在燃气轮机上提供热障涂层的已知溅射方法，后者旨在高得多的涂层厚度。

一般地，将含氧气体用于物理气相沉积，特别是含有约0.5~2 体积%，更特别地为约0.5~1.5 体积%氧气的气体。具体地讲，用于由这些氧气范围定义的实施方案的气体流量可为40 sccm的O₂和3500 sccm的Ar。

根据特别优选的实施方案，通过气流溅射沉积形成涂层。具体地讲，所进行的气流溅射沉积利用空心阴极等离子体源，借以通过本领域技术人员已知的方法筛选有助于等离子体产生的空心阴极的一些区域(主动区)和不用于等离子体产生的其他区域(被动区)。对于该技术的详细描述，在此参考EP-A-2 367 196，其内容，并且特别是段落[0020]至[0058]的内容，通过参考结合至本文中。

已经发现气流溅射沉积特别优选，因为其使得能够通过将金属源与氧气源分开而避免靶中毒，特别是靶的氧化。另外，通过气流溅射沉积形成的纳米结构具有相对低的能量，这支持不受干扰的晶体生长。

如果要涂覆的牙科制品本体为牙科植入物或牙科植入物基台，则本体优选地在溅射沉积期间旋转，从而不断地改变其相对于溅射源的取向。

根据方法的另一优选实施方案，物理气相沉积在高于室温的温度下，优选地至少80℃的温度，更优选地在200℃~500℃范围内，和最优选地在300℃~450℃的温度下进行。

一般地，将物理气相沉积，并且特别是气流溅射沉积的处理时间设定在约10~120秒，优选地约30~60秒的范围内。基材距离设定在30~150 mm，优选地在60~120 mm的范围内，和最优选地为约100 mm。

如上所述，其上形成涂层的牙科制品本体优选地为粗糙的，并且特别是具有宏观和/或微观尺度的粗糙度。因此，根据方法的一个优选实施方案，基体的表面在物理气相沉积之前被粗糙化，特别是通过喷砂和/或酸蚀刻。关于蚀刻，可使用含有氢氟酸的蚀刻介质。如果通过蚀刻引起钇的耗尽，则如上所讨论的，通过根据本发明形成的包含由氧化钇稳定的氧化锆制成的晶状纳米结构的涂层来补充钇。

同样如上所述，步骤b)的涂层的形成可以先前提供给本体的宏观粗糙度和微观粗糙度的骨整合性能保持不受影响的方式进行。特别地，形成涂层使得相关的表面形貌参数保持不变或仅在较小程度上改变。

如上所述，优选通过喷砂步骤形成宏观粗糙度，和通过随后的酸蚀刻步骤形成叠加于微观粗糙度的微观粗糙度。优选地，所形成的微观形貌可通过表面参数S_a、S_t和S_sk中的至少一个来定义：

i) S_a为表面在三个维度上的算术平均偏差，并且优选地在0.1 μm~2.0 μm的范围内，更优选地在0.2 μm~1.5 μm的范围内，甚至更优选地在0.3 μm~0.7 μm的范围内；

ii) S_t为轮廓在三个维度上的最大峰-谷高度，并且优选地在0.5 μm~20.0 μm的范围内，更优选地在1.0 μm~15.0 μm的范围内，甚至更优选地在2.0 μm~9.0 μm的范围内；和/或

iii) S_sk为轮廓在三个维度上的偏度，并且优选地在-0.01至-0.6的范围内，更优选地在-0.05至-0.4的范围内，和最优选地在-0.1至-0.3的范围内。

表面参数为技术人员已知的，并且是类似于EN ISO 4287中针对二个维度定义的参数，分别针对三个维度的参数R_a、R_t和R_sk。具体地讲，以上数值涉及可通过光学方法获得的，并且更具体地讲可通过技术人员已知的Digital Surf的软件MountainMap获得的数值。

S_a、S_t和S_sk的以上数值特别地涉及在植入之后与骨组织接触的本体的骨接触表面，即位于本体(具体地讲，植入物)上这样的表面区域。对于本体的软组织接触表面，优选的数值较小。

根据本发明一个特别优选的实施方案，方法的步骤b)以下述方式进行：通过涂层，S_a、S_t和S_sk中的至少一个变化小于至多50%，优选地至多30%，更优选地至多20%，和最优选地保持基本上不变。

实施例

通过以下实施例和附图一起进一步说明本发明。

使用粒度在0.12~0.25 mm范围内的刚玉，并且喷砂压力为1.5巴，对直径为6.25mm和高度为3 mm的氧化钇稳定的氧化锆样品盘(Y-TZP、MZ111，由CeramTec GmbH进行打磨(hipped))进行喷砂。然后在95℃下使用氢氟酸(40%)对喷砂的样品进行酸蚀刻持续10分钟。

然后，在通过以上程序获得的样品(“ZLA样品”)中，一部分使用由锆-钇合金制成的靶进行气流溅射沉积，而另一部分保持未经处理。具体地讲，将化学计量为8Y-PSZ，更具体地讲为Y16Zr84的合金用作靶。

具体地讲，在400℃的处理温度下进行气流溅射沉积持续36秒。反应性气体的流量设定为40 sccm，工艺压力为0.2毫巴，和基材-靶距离为100 mm。已经进行6个循环。

通过该方法，获得了包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁(含有8 摩尔%的氧化钇)制成的晶状纳米结构的涂层。

对于另一组样品(“双喷ZLA掩模”)，进行与“ZLA掩模”样品相同的处理，不同之处为进行两个喷砂步骤而不是一个，即使用粒度在0.12~0.25 mm范围内的刚玉(喷砂压力为1.5巴)的第一喷砂步骤和使用粒度在0.045~0.075 mm的范围内的刚玉(喷砂压力为1.5巴)的第二喷砂步骤。

然后，使用H₂O₂对涂覆的样品(“ZLA掩模”和“双喷ZLA掩模”)进行灭菌，并如以下概述的那样进行表面分析：

表面分析

对于每种分析方法，分析了3个样品。相同的样品以书面顺序用于接触角测量、粗糙度测量和FESEM测量，而3个不同的样品通过XPS分析其化学组成。

接触角

接触角测量使用利用超纯水(EasyDrop DSA20E，KrüssGmbH)的座滴测试进行。用于接触角测量的液滴尺寸设定为0.1 μl。通过对置于表面上的液滴轮廓拟合圆弧线段函数来计算接触角(圆形拟合程序)。

化学组成

通过XPS测定样品表面(最外层5~10 nm)的化学组成。在配备有聚焦扫描单色Al-Kα源(1486.6 eV)的PHI5000 VersaProbe光谱仪(ULVAC-PHI, INC.)上获取光谱。以与表面法线成45°角度检测光电子。以0.2 mm的光斑尺寸进行测量。

粗糙度

用共聚焦显微镜(µsurf explorer, NanoFocus AG)获取粗糙度图像。研究了3个盘，并且每个盘进行3次测量。

以下显微镜/光参数用于获取3D粗糙度图像：

20x物镜(工作距离3.1 mm, n.a. 0.45)，视野798 µm x 798 µm，横向分辨率1.56µm，压电扫描仪，步长0.22 µm，算法=快速，亮度70%，相机设置：曝光时间38 ms，增益1.5dB。

尺寸为798 μm x 798 μm的整个粗糙度图像用于计算3D粗糙度参数。使用截止波长为31 μm的移动平均高斯滤波器测定微观粗糙度(粗糙度)和宏观粗糙度(波纹度)值。

具体地讲，确定算术平均偏差(S_a；表示为将每点的高度与表面的算术平均值相比较的差异的绝对值)、最大峰-谷高度(S_t)和偏度(S_sk)。

FESEM

通过FESEM (场发射扫描电子显微术)测量(Hitachi S-4800)表征每种表面改性的表面形貌。使用透镜内检测器(in-lens detector)和5 kV的加速电压获取高分辨率图像。

表面分析的结果

ZLA样品和ZLA掩模样品的接触角测量结果呈现于表1中，表明ZLA掩模样品具有高亲水性，接触角为约10°或更小。

表1：接触角(C.A.)的测量结果(SD：标准偏差)

如通过XPS测定的不同样品的化学组成如表2所示。

表2：通过XPS检测的元素的表观归一化原子浓度[%](总和等于100%)

如表2所示，由于基材(Y-TZP)和含碳污染层，表面组成主要由Zr、Y、O和C组成。除这些元素之外，一些样品还含有显著量的Al、Na和F以及一些痕量的N或Si (约1%或更低)。

使用Y和Zr含量的XPS结果，根据以下公式计算氧化钇含量：

Y₂O₃ (摩尔%) = Y/2/(Zr+Y/2)*100

对于ZLA掩模样品，计算表明与对ZLA样品计算出的2.4摩尔%相比较，表面上的Y量明显更高，其Y₂O₃值为约8摩尔%。

测试样品的微观粗糙度如表3所示，而宏观粗糙度如表4所示。

表3：微观粗糙度。平均值±SD (标准偏差)

表4：宏观粗糙度。平均值±SD (标准偏差)

如表3和4所示，对于ZLA和ZLA掩模获得了相似的粗糙度值。因此，本发明的方法不会导致特性上不同的粗糙度值，而是仅添加叠加于宏观和微观结构的纳米结构(或亚微米结构)。特别地，鉴于其S_a、S_t和S_sk值，宏观粗糙度和微观粗糙度保持不变。

各个表面的图像如附图所示，其中

图1显示标称放大倍数为5000x的“ZLA”样品(比较性)的FESEM图像，在图像的左下角给出表示2 μm的比例尺；

图2显示标称放大倍数为5000x的“ZLA掩模”样品(本发明)的FESEM图像，在图像的左下角给出表示2 μm的比例尺；

图3显示“ZLA掩模”样品(本发明)的高分辨率FESEM图像，在图像的底部给出表示50 nm的比例尺；

图4显示“双喷ZLA掩模”样品(本发明)的高分辨率FESEM图像，在图像的底部给出表示50 nm的比例尺；

图5显示通过如上所述的气流溅射沉积，但是使用20个(而不是6个)沉积循环获得的样品的截面图像，在图像的底部给出表示400 nm的比例尺；和

图6显示通过如上所述的气流溅射沉积，但是使用反应性气体流量为60 sccm (而不是40 sccm)获得的样品的截面图像，在图像的底部给出表示500 nm的比例尺。

特别是如图3和4所示，通过本发明的方法获得具有四面体的晶体习性的纳米结构。

如图5和6所示，所获得的纳米结构在其远端侧具有正则凸多面体的相应区域的形状，而在其近端侧具有形成表面取向的倾斜的柱状结构的柱状形状，这是纳米结构与牙科制品本体的表面结成一体的结果。在截面图中，可将这些纳米结构描述为具有花椰菜的形状，其茎部由柱状部分形成和花部由正则凸多面体的区域形成。

同样如图5和6所示，在柱状部分和基材即牙科制品本体之间没有界面。而是，纳米结构作为连续的材料形成从基材突出。(图5和6的图像中的明亮区域涉及为保护纳米结构免受FIB的Ga离子束而沉积的Pt层。)

ZLA样品和ZLA掩模样品的生物活性已经通过使用牙科塑料(Exakto-FormModellkunststoff, bredent GmbH & Co. KG)的非生物拉脱测试("a-bio)进行评估。具体地讲，以0.83 mm/s的拉脱速度分析直径为15 mm和高度为1 mm或1.5 mm的样品盘的拉脱力。将这些a-bio拉脱力与针对体内样品测定的相应拉脱力进行比较。

结果如表5所示。

表5：拉脱测试(非生物和体内)

根据表5，与ZLA样品相比较，ZLA掩模样品在体内显示出明显更高的拉脱力。ZLA掩模样品的拉脱力(a-bio)除以拉脱力(体内)得出小于4的相对较小值。由于数值小表示生物活性高，因此结果表明，本发明的方法导致改善的生物活性(与以上相除导致为约6的高得多的数值的未经处理的样品相比较)。

Claims (19)

1.牙科制品，包括由陶瓷材料制成的牙科制品本体和在所述牙科制品本体的表面上形成的涂层，其中所述涂层包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构，所述纳米结构的至少一部分的晶体习性具有至少近似正则凸多面体的形状。

2.权利要求1的牙科制品，其中所述纳米结构的至少一部分的晶体习性具有至少近似四面体或八面体的形状。

3.前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中所述纳米结构具有立方、立方样或四方晶体结构，并且特别是四方相和立方相之间的中间相。

4. 前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中在所述氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量高于3 摩尔%。

5. 前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中在所述氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量低于12 摩尔%。

6. 前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中在所述氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中氧化钇的量在6~8 摩尔%的范围内。

7.前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中所述涂层基本上由晶状纳米结构组成。

8. 前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中所述纳米结构的尺寸小于200 nm，优选地小于100 nm，更优选地小于50 nm，和最优选地尺寸在1~30 nm的范围内。

9.前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中所述牙科制品本体由氧化锆，优选地由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₂制成。

10.权利要求9的牙科制品，其中在氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁中钇的百分比与在所述氧化钇稳定的氧化锆YSZ₂中钇的百分比不同。

11.前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中在其上形成所述涂层的所述牙科制品本体的表面为粗糙的，并且优选地具有宏观和/或微观尺度的粗糙度，并且更优选地具有可通过喷砂和酸蚀刻获得的粗糙度。

12. 前述权利要求中任何一项的牙科制品，其中所述涂层的厚度为至多约100 nm，优选地至多约70 nm，和最优选地至多约50 nm。

13. 用于提供牙科制品，特别是权利要求1-12中任何一项的牙科制品的方法，包括以下步骤：

a. 提供由陶瓷材料制成的牙科制品本体，和

b. 使用由锆-钇合金制成的靶或使用由锆制成的靶和由钇制成的靶，通过物理气相沉积，在所述牙科制品本体的表面上形成包含由氧化钇稳定的氧化锆YSZ₁制成的晶状纳米结构的涂层。

14. 权利要求13 的方法，其中所述涂层通过溅射沉积，特别是气流溅射沉积形成。

15. 权利要求13 或14的方法，其中含氧气体用于所述物理气相沉积，特别是含有约0.5~2 体积%，更特别地为约0.5~1.5 体积%之间的氧气的气体。

16.权利要求13-15中任何一项的方法，其中所述物理气相沉积在高于室温的温度下，优选地至少80℃的温度，更优选地在200℃~500℃范围内，和最优选地在300℃~450℃的温度下进行。

17.权利要求13-16中任何一项的方法，其中在所述物理气相沉积之前，所述基体的表面被粗糙化，优选地通过喷砂和/或酸蚀刻。

18.权利要求17的方法，其中所述方法包括在步骤b之前形成微观粗糙度的步骤，所述微观粗糙度通过表面参数S_a、S_t和S_sk中的至少一个来定义：

i. S_a为所述表面在三个维度上的算术平均偏差，并且优选地在0.1 μm~2.0 μm的范围内，更优选地在0.2 μm~1.5 μm的范围内，甚至更优选地在0.3 μm~0.7 μm的范围内；

ii. S_t为轮廓在三个维度上的最大峰-谷高度，并且优选地在0.5 μm~20.0 μm的范围内，更优选地在1.0 μm~15.0 μm的范围内，甚至更优选地在2.0 μm~9.0 μm的范围内；和/或

iii. S_sk为轮廓在三个维度上的偏度，并且优选地在-0.01至-0.6的范围内，更优选地在-0.05至-0.4的范围内，和最优选地在-0.1至-0.3的范围内，

并且通过在步骤中形成的所述涂层，S_a、S_t和S_sk中的至少一个变化小于至多50%，优选地至多30%，更优选地至多20%，和最优选地保持基本上不变。

19.权利要求1-12中任何一项的牙科制品作为植入物，特别是牙科植入物的用途。

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