[0001] 本发明涉及具有由陶瓷材料制成的表面的牙科植入物。

[0002] 牙科植入物被植入颚骨，例如为了连接假牙，十多年来已经被成功应用。目前使用的牙科植入物的主要部分由钛构成，因为钛不会引起排斥，具有十分低的弹性模数和相当高的强度。

[0003] 除了它的不引起排斥和它的机械参数之外，骨整合是牙科植入物最重要的性质。好的骨整合意味着植入物，在它被植入骨骼内达到最初的稳定之后，在短愈合期内安全地骨化从而在植入物和骨骼之间确保永久结合。

[0004] 当使用钛作为植入物材料时，骨整合的性能可以通过适当处理植入物的表面来获得。处理结束时，钛表面通常被除去的过程变得机械地粗糙，除去过程例如喷沙，磨或蚀刻。可选择地，表面经受其它处理，例如被某种结构的表面涂布。

[0005] US-B-6,174,167公开了表面可附着在骨组织上的植入物，所述表面通过用机器加工，应用某种结构的表面或用喷沙颗粒来获得。它还公开了酸蚀刻，使用生长因子，蛋白质或其它促进，增强和/或保持骨组织生长和/或附着的材料。植入物由不受排斥的材料制成，优选用钛或其合金制成。

[0006] DE-A-4012731描述了由钛制成的植入物的制备方法，其中为了给植入物的表面提供期望的粗糙度而使用了火花腐蚀技术。

[0007] 当植入物表面用机械变得粗糙和随后的蚀刻粗糙表面结合使用时，生成尤其有效的骨整合，例如在Li等人，J.Biomed.Mater.Res.2002，60(2)，p.325-332中描述的。

[0008] 类似地，EP-A-0388576描述了用喷沙方法处理钛植入物并且随后用还原性酸蚀刻，还原性酸例如HF、HCl或含有H2SO4的HCl。

[0009] 常规的钛植入物在被植入骨骼后在大约3至4个月的愈合期内经过这样的联合处理安全地骨骼化，因此在牙科植入物和骨骼之间提供了永久结合。

[0010] 从审美的角度来看，钛植入物具有的缺点是，它们颜色发黑因而与自然牙色不匹配。

[0011] 相比较而言，陶瓷材料的颜色与自然牙色更匹配。因此一直努力提供一种牙科植入物，所述牙科植入物在植入后至少可见的部分是由陶瓷材料制成的。

[0012] WO-A-0134056涉及由植入元件和支撑元件构成的牙科植入物，所述附着元件可以装配到颚骨中，所述支撑元件在植入后从颚骨中突出。文献公开了至少支撑元件由氧化锆陶瓷制成。

[0013] DE-A-19530981涉及用牙色的氧化锆陶瓷连接到钛植入物的预加工的植入物上部结构。

[0014] 尽管它们的优势与颜色有关，陶瓷材料用于牙科植入物的用途受它们的低疲劳稳定性限制因而易于破裂。

[0015] WO-A-2005/027771涉及牙科植入物的制备方法，其中将悬浮液用于最初疏松的底物上，所述悬浮液烧结形成次疏松的陶瓷层。

[0016] EP-A-0870478涉及牙固位元件，其具有高强度材料例如氧化锆的核心，所述核心被能被化学地和/或机械地制成的陶瓷材料包覆。

[0017] WO-A-2005/027771和EP-A-0870478中分别描述的牙科植入物和牙固位元件，具有陶瓷包衣易被切下的缺陷。

[0018] 具有高机械强度的陶瓷材料在US-B-6165925中被公开。US-B-6165925涉及钇稳定的主要是四角形的氧化锆(氧化锆)用于制备烧结的半成品作为制备修补物的原料。

[0019] 为了获得足够的机械稳定性，US-B-6,165,925中公开的氧化锆陶瓷必须是高密度的。所述的高密度氧化锆陶瓷的表面被完全切削，非常坚硬并且实际上没有孔。所述氧化锆陶瓷制成的牙科植入物因此是生理惰性的并且仅仅具有微弱的骨整合性质。

[0020] Takemoto M.等人(J.Biomed.Mater.Res.，2006，78A，693-701页)报告了氧化锆一氧化铝合成物涂布的羟磷灰石的骨骼结合能力，解决了相类似的问题。

[0021] EP-B-1450722中公开了提供骨整合的陶瓷牙科植入物的进一步尝试，其中涉及了用氧化锆陶瓷制成的牙科植入物，在磨蚀喷沙后用磷酸、硫酸、盐酸或其混合物处理。

[0022] 然而，根据EP-B-1450722的氧化锆植入物的骨整合的水平显示，与常规的钛植入物相比除去扭矩值更低。尽管可以监测到在植入后氧化锆植入物的除去扭矩值开始增加，然而在一段时间后观察到下降。相关的研究在Gudehus，H.T.；Untersuchung des Einwachsverhaltens von Zirkoniumdioxid-Implantaten in dieKieferknochenstruktur-Eine experimentelle Studie am Miniaturschwein，DissertationLudwig-Maximilians- München中被公开。

[0023] 本发明的目的是提供具有由陶瓷原料制成的表面，同时具有高的骨整合性能的牙科植入物。

[0024] 该目的通过本发明的牙科植入物实现。

[0025] 本发明在以下方面提供了下列实施方案和优选实施方案。

[0026] 方面1.具有由陶瓷材料制成的表面的牙科植入物，其特征在于表面具有由小于1μm的核心剖面深度Sk确定的表面形貌。

[0027] 方面2.根据方面1的牙科植入物，其中核心剖面深度Sk是0.4μm-1μm。

[0028] 方面3.根据方面1或2的牙科植入物，其中表面形貌的偏斜度Ssk小于0。

[0029] 方面4.根据前述任一方面的牙科植入物，其中陶瓷材料具有0.1μm-0.6μm的平均颗粒尺寸。

[0030] 方面5.根据前述任一方面的牙科植入物，其中陶瓷材料基于氧化锆。

[0031] 方面6.根据前述任一方面的牙科植入物，其中陶瓷材料是氧化钇稳定的氧化锆。

[0032] 方面7.根据方面6的牙科植入物，其中氧化钇稳定的氧化锆组合物含有4.5-5.5重量％的Y2O3和小于5重量％的HfO2，并且ZrO2、Y2O3和HfO2的总量超过99重量％。

[0033] 方面8.根据前述任一方面的牙科植入物，其中牙科植入物是整体式牙科植入物。

[0034] 根据方面1，由核心剖面深度(Core Roughness Depth)(也叫做“中心剖面深度”)Sk限定了表面形貌，Sk小于1μm。核心剖面深度Sk是3D比值(specificvalue)。

[0035] 尽管没有用3D具体值来表征表面形貌的标准，但这些值可以通过对相应的2D比值进行简单变换来得到。

[0036] 对于二维来说，筛选抑制剖面深度的额外操作生成根据DIN4776的粗糙轮廓。此处的定义可以直接变换为三维。

[0037] 尤其是，核心剖面深度Sk可以，与2D比(specific)核心剖面深度Sk一样，从所谓的材料比例曲线(也叫做“埃伯特(Abbott)曲线”)中得到。

[0038] 埃伯特曲线显示了表面材料的高度分布。它是表面的材料部分在表面的最顶峰下的特定深度的累积函数。换句话说，埃伯特曲线描述了表面的材料部分随着粗糙轮廓的深度增加而增加。在最高峰处，材料部分是0％，同时在最深的凹点处(或“谷”)材料部分是100％。最小正割斜面(minimal secant slope)，即，最适合的确定线，将埃伯特曲线分为下述三个范围：

[0039] a)核心剖面深度Sk[μm]，即粗糙核心轮廓的深度，

[0040] b)减小的峰高度(reduced Peak Height)Spk[μm]，即核心范围外的平均峰高度，和

[0041] c)减小的谷深度(reduced Groove Depth)Svk[μm]，即核心范围外的平均谷深度。

[0042] 本领域技术人员都知道这些值的概念是从埃伯特曲线中得到的。它在图1中被进一步阐述，其中示出了理想的埃伯特曲线，该曲线上能得到2D比核心剖面深度Rk，减小的峰高度Rpk和减小的谷深度Rvk。这些参数可以直接被转化为3D比核心剖面深度Sk，减小的峰高度Spk，和减小的谷深度Svk。

[0043] 如图1中所示，核心剖面深度Rk或，在三维中，Sk与通过埃伯特曲线的最小正割斜面窗口末端的线的左与右截取之间的垂直距离对应。最小正割斜面窗口的位置可以通过将其沿埃伯特曲线移动直到两个交叉点之间的斜面变得最小为止来测定。

[0044] 表面形貌可以通过偏斜度Ssk被进一步具体化。偏斜度测量表面在其平均平面周围的变异的对称性。高斯表面，具有高度分布的对称形状，具有0偏斜度。具有显著高台和深凹部的表面趋向于具有负偏斜度，其中具有大量峰高于平均值的表面趋向于具有正偏斜度。

[0045] 对于二维的轮廓，2D比偏斜度Rsk根据DIN EN ISO 4287被如下公式定义：

[0046]

[0047] 其中zn分别是峰或谷的高度或深度，是平均高度，并且Rq是表面的均方根偏差。

[0048] 为了确定三维表面形貌的偏斜度Ssk，用如下公式转化：

[0049]

[0050] 其中Sq是根据下述公式的表面的均方根偏差：

[0051]

[0052] 下面的实施例2中给出了如何确定Sk和Ssk值的详细描述。

[0053] 不同的Sk和Ssk值定义的不同轮廓的图像在图2的表中示出。在这个表中，第一行显示的轮廓具有正偏斜度Ssk，第二行显示的轮廓具有大约0的偏斜度Ssk并且第三行显示的轮廓具有负偏斜度Ssk。左列中示出的轮廓具有小于1μm的(低)核心剖面深度Sk，而右列中示出的轮廓具有大于1μm的(高)核心剖面深度Sk。

[0054] 根据本发明，表面形貌具有小于1μm的核心剖面深度Sk。优选地，核心剖面深度Sk在0.3μm和1μm之间，更优选地在0.4μm和1μm之间。

[0055] 从图2中的第1列可以看出，所述表面形貌图的主要部分是极值范围；是相对于核心平面占优势的高峰或深谷。具有所述表面形貌的牙科植入物已经被发现具有高的骨整合性质。

[0056] 本发明的表面形貌的偏斜度Ssk优选地满足下述等式(I)：

[0057] Ssk≤-m*Sk(I)

[0058] 其中m是0-1，优选地大约0.25，更优选地大约0.1。

[0059] 更优选地，偏斜度Ssk小于0，这表示表面形貌图中的深谷占优势。

[0060] 已经发现具有深谷的不对称表面形貌是能高骨整合性的，因此绝对粗糙度的值(Sa，Rmax，等)例如EP-B-1450722中涉及的是不相关的。

[0061] 本发明的表面形貌的Sk和Ssk值与可购买获得的植入物的表面形貌完全不同，详述中已经研究了它们的骨整合性质。而非常令人惊讶的是本发明的牙科植入物的完全不同的表面形貌是能骨整合的。

[0062] 本发明的牙科植入物可以通过用含有氢氟酸的蚀刻溶液在至少70℃的温度下蚀刻由陶瓷材料制成的表面来制备，因此从陶瓷材料中除去散的颗粒或颗粒团。

[0063] 根据本发明的优选实施方式，陶瓷原料具有大约0.1μm-大约0.6μm的平均颗粒尺寸。根据上面描述的蚀刻这种原料的处理生成尤其具有高骨整合性质的表面形貌。

[0064] 术语“陶瓷材料”包括任意类型的陶瓷，例如基于氧化锆、氧化铝、二氧化硅或其混合物的陶瓷，任选地含有其它成分。优选地，陶瓷材料基于氧化锆，更优选地基于氧化钇稳定的氧化锆。除了获得期望的骨整合性质之外，原料还具有高破碎粗糙度和弯曲力的优点。

[0065] 氧化钇稳定的氧化锆陶瓷的例子在国际标准ASTM F 1873和ISO 13356中被描述，详细说明了用做外科植入体材料的基于氧化钇稳定的四角形氧化锆(氧化钇四角形氧化锆多晶体，Y-TZP)的生物相容和生物稳定的陶瓷骨骼代替材料的特征，和相关测验方法。

[0066] 氧化钇稳定的氧化锆的具体例子是可从Metoxit AG，瑞士获得的ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP (ZrO2)Bioceramic，和可从CeramTec AG，Plochingen，德国获得的ZIOLOX 。所有材料都提供特别高的机械稳定性和强度，尤其使用热均衡加工制备的或者通过随后的热均衡稠化作用烧结制备的。ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP (ZrO2)Bioceramic的详细描述在US-B-6,165,925中给出，其中公开的内容通过引用被并入此处。

[0067] 尤其是，氧化钇稳定的氧化锆的组合物含有大约4.5-大约5.5重量％的Y2O3和小于大约5％重量的HfO2，并且ZrO2、Y2O3和HfO2的总量超过大约99.0重量％。

[0068] 共沉淀是在氧化锆基质中均匀分布氧化钇的最常用方法。在沉淀和煅烧过程开始前，将稳定量的氧化钇作为钇盐被加入到纯净的锆盐中，如Haberko K.，Ciesla A.和Pron A.，Ceramurgia Int.1(1975)111中描述的。或者，氧化锆可以通过氧化钇涂层稳定。这使得粉末中的氧化钇浓度在烧结过程中呈动态径向梯度分布，如Burger，W.，Richter，H.G，Piconi，C.，Vatteroni，R.，Cittadini，A.，Boccalari，M.，New Y-TZP powders for medical grade zirconia.(新的用于医疗级别的氧化锆Y-TZP粉末)J Mater.Sci.Mater.Med.1997，8(2)，113-118中描述的。

[0069] 进一步优选在如上所述蚀刻之前，用喷沙、研磨和/或注模技术将肉眼可见的粗糙度提供给牙科植入物的陶瓷表面。因此，获得具有特别好的骨整合性质的牙科植入物。

[0070] 通常在1-12巴，优选4-10巴的压力下喷沙。当使用坚硬的原材料如碳化硼时，获得相当改进的肉眼可见的粗糙度。在进一步优选的实施方式中，使用平均直径为250-500μm的Al2O3颗粒。

[0071] 作为喷沙的替换操作，也可以用注模技术提供肉眼可见的粗糙度。注模技术对于本领域技术人员是已知的并且例如在US-A-2004/0029075中描述的，文献的内容通过引用被并入此处。根据这些技术，使用具有空腔的铸造模具，所述空腔与模具制作的植入物的肉眼可见的粗糙度的峰相对应。铸造模具的空腔在比例上比其提供的峰略大，这是考虑到注模后陶瓷的收缩。铸造模具自身可以用喷沙、阳极化、激光和/或腐蚀的方法处理，以得到模具的内表面上的空腔或结构化表面。

[0072] 注模技术具有如下优势：在加工中陶瓷材料没有相变发生因而改进了机械性能。此外，通过注模制备牙科植入物规避了能提供肉眼可见的粗糙度的另外步骤，并且因此很快。而且，它具有极好的重现性并且没有喷沙中引入的颗粒污染。

[0073] 还希望用研磨或碾磨的方法提供肉眼可见的粗糙度。因为这个目的，为了确保表面期望的肉眼可见的粗糙度，使用具有限定颗粒尺寸的研磨或碾磨的装置。

[0074] 为了制备表面形貌的微观结构，进一步优选上述蚀刻溶液含有至少50vol.％，更优选地至少80vol.％的浓的氢氟酸。用蚀刻溶液蚀刻导致在相当短的蚀刻时间内在整个处理表面形成一致的表面形貌。

[0075] 蚀刻溶液可以进一步含有至少一种选自如下的化合物：磷酸、硝酸、氟化铵、硫酸、过氧化氢和溴酸。优选地，蚀刻溶液含有最多50vol.％量的硫酸。

[0076] 蚀刻时间很大程度取决于使用的蚀刻溶液并且通常是大约10秒-大约120分钟。蚀刻时间优选地是大约1分钟-大约60分钟，更优选地大约20分钟-大约40分钟，并且最优选地大约30分钟。

[0077] 优选地，蚀刻后清洗牙科植入物，清洗包括下述后续步骤中的一个或者多个[0078] c)用NaCl溶液漂洗牙科植入物和/或

[0079] d)用去离子水漂洗牙科植入物。

[0080] 可以使用超声波改进清洗步骤。因此，松散地吸附在表面上的颗粒、颗粒团或反应产物被有效地除去。

[0081] 通常，本发明的牙科植入物是含有将植入物固定在颚骨内的固定部分和接受修复的内建结构的支撑部分的一体的或两分式的牙科植入物。

[0082] 两分式体系是本领域内已知的。它们可以被插入牙龈下或穿过牙龈。

[0083] 根据(封闭的)牙龈下体系，牙科植入物的固定部分被埋入到骨脊，这样粘骨膜面可以从植入物上面看见。在最初愈合末期，支撑部分和期望的桥或齿冠被用在第二阶段操作中。

[0084] 根据(开放的)穿过牙龈体系，植入物的固定部分在牙龈平面上被向上沉入到骨脊大约3mm，因此避免第二次操作。创伤边缘可直接适应植入物颈部部分，因此作用于离植入物近的初级柔软组织。然后，期望的桥或齿冠通常使用中间支柱，被旋转进或粘合到植入物的支撑部分。

[0085] 优选应用穿过牙龈的牙科植入物。当植入所述植入物时，在愈合过程中吸附的柔软组织不会被二次处理妨碍，所述二次处理例如医治包覆的粘膜。

[0086] 例如，本发明的牙科植入物可以是两分式的，应用穿过牙龈的植入物类似物，类似于Institut Straumann AG，Basel/Switzerland公司销售的，商标名称为“Straumann Dental Implant System”的钛植入物。

[0087] 两分式牙科植入物优选地具有由相同的陶瓷原料制成的固定和支撑的部分。因此，固定部分和支撑部分具有相同的热膨胀系数，使得它们更切合并且避免在它们之间形成沟槽。

[0088] 或者，本发明的牙科植入物也可以是整体的牙科植入物。整体的牙科植入物的机械稳定性通常高于任一多分式系统。结合使用高强度的陶瓷材料，本发明的整体式牙科植入物因而尤其具有高机械稳定性。整体式牙科植入物还具有如下优点：没有缝隙和因此没有可以导致牙周炎或牙龈炎的细菌形成的起点。

[0089] 本发明的牙科植入物可以直接碾磨，使得它适合以简单的方式被其它部件支撑。

[0090] 本发明的牙科植入物可以全部由陶瓷材料制成或可以具有由其它材料制成的核心，其他材料例如金属，如钛或其合金，或另一种陶瓷材料。

[0091] 本发明包括整个表面由陶瓷材料制成的牙科植入物和仅有部分表面由陶瓷材料制成的牙科植入物。

[0092] 同样地，本发明包括仅有部分表面具有根据本发明表面形貌的牙科植入物。例如，本发明的牙科植入物可以是仅在固定部分表面上的骨骼组织接触区域具有根据本发明的表面形貌的植入物。同样地，仅有接触柔软组织的植入物的表面部分可以具有根据本发明的表面形貌。已经发现当使用接触柔软组织的部分具有根据本发明的表面形貌的牙科植入物时，促进加速愈合过程的血凝结物是稳定的。在本发明的其它实施方式中，骨骼和柔软组织的接触部分可以具有根据本发明的表面形貌。

[0093] 进一步优选固定部分包括螺纹部分。因此，植入物可以以必需的初始稳定性被植入，这样随后可以通过应用临时措施直接对植入体进行初期处理。为了提高骨整合，螺纹部分的表面优选具有根据本发明的表面形貌。

[0094] 实施例

[0095] 1.蚀刻由氧化钇稳定的氧化锆陶瓷制成的表面

[0096] 对于实施例1-11，由如Burger，W.等人，New Y-TZP powders for medical gradezirconia.(用于医疗级别的氧化锆的新型Y-TZP粉末)J.Mater.Sci.Mater.Med.1997，8(2)，113-118中描述的氧化钇稳定的氧化锆陶瓷制成的，并且具有直径为15mm且厚度为2mm的圆盘形状的高密度烧结的主体是通过用低注模和随后的热均衡压缩制备的。材料符合ASTM F 1873和ISO 13356的规定并且进一步具有大约0.1μm-大约0.3μm的平均颗粒尺寸。

[0097] 在制备主体的过程中，使用任选已经用腐蚀技术处理过的铸造模具在模具的内表面获得肉眼可见的粗糙度(或“可视粗糙度”)。取决于使用的腐蚀参数，提供给主体表面明显的或不明显的可视粗糙度。或者，明显的可视粗糙度也可以通过用Al2O3在6巴的压力和平均工作距离为2cm的条件下对主体喷沙来获得。本领域技术人员知道腐蚀和喷沙技术都能提供表面可视粗糙度。

[0098] 然后在特定的蚀刻温度下将根据实施例1-7和10-11的主体加到Teflon容器内的蚀刻溶液中并保持限定的蚀刻时间。然后它们立刻用超声波仪器中的去离子水和/或NaCl溶液(200mM)洗涤5分钟并且随后在氮气或热空气下干燥。

[0099] 比较实施例8和9没有被加入到蚀刻溶液中。

[0100] 实施例1-11的细节在表1中给出。

[0101] 表1

[0102]实施例 蚀刻溶液 蚀刻温度 蚀刻时间 可视粗糙度
1 80vol.％HF和20vol.％ 104℃ 10分钟 明显(腐蚀)
H2SO4的混合物
2 浓HF 104℃ 10分钟 明显(腐蚀)
3 85vol.％HF和15vol.％ 102-104℃ 5分钟 不明显
H2SO4的混合物
4 50vol.％HF和50vol.％ 102-104℃ 5分钟 不明显
H2O的混合物
5 浓HF 102-104℃ 10分钟 不明显
6 50vol.％HF和50vol.％ 102-104℃ 5分钟 明显(腐蚀)
H2O的混合物
7 50vol.％HF和50vol.％ 102-104℃ 10分钟 不明显
H2O的混合物
8(比较) 不蚀刻(仅腐蚀) - - 明显(腐蚀)
9(比较) 不蚀刻(仅喷沙) - - 明显(喷沙)
10 浓HF 102-104℃ 5分钟 不明显
11 浓HF 102-104℃ 5分钟 明显(喷沙)

[0103] 对于实施例1-9，由上述处理获得的表面结构在图3-11中示出，其中[0104] 图3是根据实施例1的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0105] 图4是根据实施例2的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0106] 图5是根据实施例3的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0107] 图6是根据实施例4的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0108] 图7是根据实施例5的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0109] 图8是根据实施例6的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0110] 图9是根据实施例7的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是20μm(上图)和5μm(下图)；

[0111] 图10是根据实施例8的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是50μm(上图)和20μm(下图)；并且

[0112] 图11是根据实施例9的处理所获得的表面在两种不同放大倍数下的SEM图像，SEM图像中给出的标度分别是50μm(上图)和20μm(下图)。

[0113] 从图3-9可以看出，根据本发明蚀刻由氧化钇稳定的氧化锆陶瓷制成的表面生成具有凹陷结构的表面。此表面是高度骨整合的。

[0114] 蚀刻其它氧化钇稳定的氧化锆陶瓷可以获得相似的结构。在其它例子中，将由从Metoxit AG，Switzerland获得的ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP (ZrO2)Bioceramic制成的圆盘，用50vol.％浓氢氟酸(HF)和50vol％浓磷酸的混合物做为蚀刻溶液进行蚀刻，蚀刻时间为大约20-大约60秒，并且蚀刻温度为106℃。获得的表面的SEM图像在图12中给出，SEM图像中给出的标度相当于5μm。

[0115] 2.表面形貌的参数特征

[0116] 对于实施例1-11，在770μm×770μm的面积上使用共焦3D白光显微镜(μSurf，NanoFocus AG，Oberhausen，Germany)定量检测表面形貌以计算三维表面形貌参数Sk和Ssk。显微镜的横向分辨率是1.5μm(512×512象素)。

[0117] 具体测定参数如下：

[0118] 测量范围：770μm×770μm

[0119] 孔率：50％

[0120] 照明：最大亮度Xe灯

[0121] 物镜：20×

[0122] 动力：Piezo

[0123] 步长：0.6μm

[0124] 运算法则：平均值/接近值

[0125] 陶瓷样品用厚度约为20nm的Au/Pd层涂布。在结束时，使用喷溅涂布机(SCD 050；BAL-TEC AG，Liechtenstein)。设置如下：

[0126] 涂布距离：50mm

[0127] 抽空：至4×10-1毫巴

[0128] 漂洗：用氩气

[0129] 电流：65mA

[0130] 时间：55s

[0131] 通过设置这些参数，获得具有大约20nm厚度的Au/Pd层。

[0132] 3D比偏斜度Ssk和核心剖面深度Sk用截止波长10μm的高斯滤波器计算。用来分析核心剖面深度及其相关参数的高斯滤波器是ISO 13 565部分1(DIN4776)中描述的特殊滤波器。截止波长λc根据DIN 4768定义为被滤波器分为50％粗糙度和50％波度的凹陷的波长。

[0133] 用WinSAM软件(爱尔兰根大学，德国)计算粗糙度参数Sk和Ssk。

[0134] 详细说明WinSAM软件：

[0135] Windows界面分析程序；版本2.6，爱尔兰根大学，德国；“Polynom 3.Grades，2
MA-Gauss-Filter 7 Punkte＝截止(10×10μm)；KFL-分析Amplitudendichte 10nm”。

[0136] 滤波器产生波度和粗糙度的分离。这种区分和由此确定的有关粗糙度参数的值取决于截止波长λc。为了确定Sk和Ssk值，截至波长λc被如上所述设为10μm。

[0137] 结果在图13的图表中给出，其中实施例1-11的Ssk值和Sk值是逐点显示。

[0138] 比较地，可购买获得的Ziterion GmbH，德国的z-zit (实施例12)、Z-SystemsAG，德国的Z-Lock (实施例13)、Bredent medical GmbH，德国的White Sky(实施例14)和Straumann，瑞士的Ti-SLActive (实施例15)的植入物的Sk和Ssk值，也可以根据上面描述的方法确定。

[0139] 由图13可以看出，根据本发明的方法获得的实施例1-7和10-11的表面形貌具有大约0.4μm-大约1μm的核心剖面深度Sk。在这些实施例中，偏斜度Ssk小于0。图13还清楚地阐释了根据本发明获得的表面形貌完全不同于可购买获得的植入物的表面形貌，尤其不同于SLAative ，其具有显著高于1μm的核心剖面深度Sk。

[0140] 3.体外细胞试验

[0141] 用人类骨肉瘤细胞系MG-63进行体外细胞试验，因为它的稳定性不同于成熟的造骨细胞。

[0142] 将细胞系在Dulbecco’s改良的Eagles’s培养基(DMEM；可从Sigma获得，瑞士)，青霉素-链霉素溶液(100×；可从Sigma获得，瑞士)和FBS的混合物中培养。

[0143] 在根据实施例1、2、7、9和15圆盘的每一面上接种大约9000个细胞。

[0144] 接种后每个圆盘被分别放入含有维生素D3的培养基中进行培养，然后取出并且用1ml PBS(RT)清洗。将350μl的RLT-缓冲液(加入β-巯基乙醇)被加给每个圆盘并且培养2-3分钟。

[0145] 通过同时用吸液管尖端在圆盘表面上刮擦(移动全部细胞)来除去RLT缓冲液，并且在-25℃冷冻直到提取RNA。

[0146] RNA用QIAGEN-Kit RNeasy Micro Kit 分离。然后，制备cDNA，并且通过“实时PCR”分析表达骨钙蛋白、骨粘连蛋白和TGFβ，它们是已知涉及骨骼形成过程。18S rRNA用作参照基因。骨钙蛋白、骨粘连蛋白和TGFβ是已知在骨骼形成过程中适用的生物化学标记物。

[0147] 为了计算各标记物的相关倍数表达，使用Livak方法或2-ΔΔCt方法。该方法基于如下设想：目标和参照基因被有效扩增到接近100％(相当于扩增率为2)。Livak方法提出E(目标)＝E(参照)＝2，其中E是反应效率。

[0148] 对于测试样品和校准样品，目标基因的循环阈值(Ct)用对照基因标准化。使用18S tRNA作为参照基因，并且使用实施例9的圆盘上培养的细胞作为校准样品。

[0149] 测试样品的ΔCt是如下定义：

[0150] ΔCt(测试样品)＝Ct(测试样品)-Ct(参照基因)

[0151] 其中校准样品的ΔCt是如下定义：

[0152] ΔCt(校准样品)＝Ct(测试校准样品)-Ct(参照校准样品)

[0153] 测试样品的ΔCt用校准样品的ΔCt标准化，生成ΔΔCt：

[0154] ΔΔCt＝ΔCt(测试样品)-ΔCt(校准样品)，

[0155] 并且标准化的表达比例用如下公式计算：

[0156] 标准化的表达比例＝2-ΔΔCt

[0157] 实施例1、2、7和15相对于实施例9的骨钙蛋白和TGFβ的倍数表达在图14中示出。从图14可以看出，根据本发明处理的全部实施例都显示了骨钙蛋白和TGFβ的表达高于比较实施例9。这证实了根据本发明处理的实施例具有更好的骨整合性质的发现。骨钙蛋白和TGFβ的高表达也在涉及Ti-SLActive 的实施例15中发现，众所周知Ti-SLActive具有高骨整合性质。

[0158] 进一步分析实施例2中骨钙蛋白的表达。如图15中所示，实施例2显示了骨钙蛋白的表达优于比较实施例9和实施例15(Ti-SLActive )。