KR100465984B1 - 생체 활성 세라믹 및 생체활성 세라믹이 코팅된 금속이식체와 그의 제조방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 외과, 치과 영역에서 사용되는 금속 이식체의 생체 친화성을 높이기 위하여 생체 활성 세라믹과, 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체 및 그의 제조방법에 관한 것이다.

본 발명은 산화칼슘과 실리카, 보레이트로 이루어진 생체 활성 세라믹과, 상기 생체 활성 세라믹의 분말을 포함하는 슬러리를 금속 이식체에 코팅한 후에, 소결 처리하여 제조되는 것을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체 및 그의 제조방법을 제공한다.

Description

생체 활성 세라믹 및 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체와 그의 제조방법{Bioactive Ceramics, Metallic Replacement Coated With Bioactive Ceramics And Method Thereof}

본 발명은 생체 활성 세라믹 및 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체와 그의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 외과, 치과 영역에서 사용되는 금속이식체의 생체 친화성을 높이기 위하여 생체 활성 세라믹을 코팅한 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체 및 그의 제조방법에 관한 것이다.

현재 사용 중인 인공관절이나 신체 내외 고정용 이식체는 기계적 강도가 우수한 스테인레스, 티탄늄 또는 타탄늄합금, 코발트-크롬 합금을 쓰고 있다. 이들 재료는 인장강도가 400∼900MPa, 피로강도가 200∼900MPa로 기계적 강도가 우수하기 때문에 기계적 응력을 견뎌야 하는 이식체로 적용되고 있다.

그러나 이러한 금속 이식체는 생체 친화성이 없기 때문에 주위 골조직과 결합하지 못하고 서서히 빠지게 되거나 골조직을 파괴하여 결국에는 재수술하여 다시 고정해야 하는 단점이 있다.

여기에 반해 생체 활성 세라믹스는 골과 직접 결합하는 재료이지만, 금속에 비해 강도가 크게 떨어지는 관계로 인공관절이나 신체 내외 고정장치로는 사용이 불가능하다.

그러나 금속 이식체의 표면에 생체 활성 세라믹스를 코팅할 경우 생체 활성 세라믹 코팅층은 주위 골조직과 직접 결합하고 금속 몸체는 기계적 응력을 견디는 역할을 하기 때문에 이상적인 이식체라 말할 수 있다.

코팅용 생체 활성 세라믹은 주로 뼈 성분과 유사한 합성 아파타이트(Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂)를 사용해 왔다. 코팅 방법으로는 플라즈마 용사법이 가장 많이 사용되었는데, 이 것은 아파타이트 분말을 2만∼3만도의 고온 플라즈마 영역에서 용융시킨 후 이를 금속 타겟에 융착시키는 방법이다. 미국 등록특허 공보제 5730598호에서는 플라즈마 용사법으로 코팅한 아파타이트 이식체을 제공한다. 그러나 플라즈마 용사법으로 코팅한 코팅층은 부착 강도가 화학기상증착법, 스퍼터링법 등으로 코팅한 코팅층에 비하여 높으나 여전히 코팅층의 파괴가 금속 표면과 코팅층 표면에서 일어나는 문제점이 있다. 최근에서는 금속 이식체를 칼슘과 인산 이온이 들어있는 용액에 침적하여 금속 표면에 아파타이트를 석출시키거나 표면을 개질하여 의사체액(Simulated body fluid, SBF)에 침적시켜 표면에 탄산아파타이트 층을 생성시키거나, 아파타이트 미세 입자를 전기영동을 이용하여 코팅하는 방법들이 개발되고 있다. 미국 등록 특허 공보 제 6069295호, 제 6139585호, 제 6146686호, 제 6153266호, 제 6207218호, 제 6221111호, 제 6280789호에는 칼슘염, 인산염 등이 함유되어 있는 용액에 금속 이식체를 침적하여 표면에 아파타이트가 석출되게 하므로써 코팅하는 방법을 제공한다.

미국 등록 특허 공보 제 5855612호, 제 6129928호, 대한민국 공개 특허 공보 2001-018331호에서는 티탄늄 이식체 표면을 알칼리 처리하여 의사체액에 침적하여 표면에 탄산아파타이트 층이 형성하므로써 코팅하는 방법을 제공한다. 미국 등록 특허 공보 제 307326호, 제 5205921호, 제 5723038호에는 전기영동법으로 아파타이트 미세 입자를 김속 기판에 코팅하는 방법을 제공한다.

한편 아파타이트 외에 생체 활성 유리를 코팅하는 방법도 있다. 유리는 생체 활성이 아파타이트보다 뛰어나기 때문에 유리하다. 생체 활성 유리를 코팅하는 방법에는 에나멜링(Enamelling), 프래임-스프레이(Flame-spray)법, 급침적 코팅(rapid-immersion coating)법 등이 있다. 에나멜링법은 가장 흔하게 쓰이는 유리 코팅법으로 유리 분말을 용매와 섞어 슬러리(slurry)로 만든 후 이를 붓으로 바르거나, 스프레이로 쏘거나, 침적시키는 방법으로 코팅하고 이를 건조시킨 후 열처리하여 유리가 금속 계면의 산화층과 화학적으로 결합하고 유리 분말간에 융합이 일어나 치밀한 코팅층을 형성하도록 한다. 프레임-스프레이는 3000도의 화염속에 유리 분말을 투입하고 녹인 다음 금속 기판에 융착시키는 방법이다. 급침적 코팅법은 금속 기판을 열처리하여 표면에 금속 산화층을 형성한 다음 유리 용융액에 바로 침적시킨 후 꺼내는 방법으로 금속산화층이 유리에 녹아 들어가므로써 화학적으로 결합하게 되고 부착강도가 큰 유리 코팅법이다. 미국 등록 특허 공보 제 5480438호는 Al₂O₃, Ca_O, TiO₂, SiO₂등으로 구성된 생체 활성 유리를 코팅한 금속 이식체를 제공한다. 그러나 기존의 상용 생체 활성 유리는 금속기판에 코팅하면 너무 빨리 용해되어 골조직과 결합하기 전에 없어지는 문제점이 있었다. 이상적인 생체 활성 세라믹 코팅층의 특성은 골과 빨리 결합할 수 있도록 생체활성이 뛰어나야 하고 용해속도가 골이 자라는 속도와 비슷하여 골이 자라는 동안 서서히 용해되어 최종적으로는 골이 금속 이식체 표면까지 자라 들어가는 것이 요구된다.

현재까지 알려지거나 상용화한 생체활성 세라믹 코팅 금속 이식체의 경우 부착 강도가 약하여 금속과 세라믹 코팅층간의 분리되거나 주위에 골이 성장하기도 전에 너무 빨리 용해되어 코팅의 본 목적에 어긋나는 경우가 많았다. 또한 코팅 장비가 고가이며 공정이 복잡한 문제점도 있다.

따라서, 본 발명은 이러한 종래기술의 문제점을 극복하기 위해 안출된 것으로, 생체활성이 뛰어나면서 골결합력이 우수하고 적당한 용해 속도를 갖는 생체활성 세라믹 및 생체 활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체 및 그의 제조방법을 제공하는데 그 목적이 있다.

도 1은 본 발명을 설명하기 위하여 아파타이트와 월라스토나이트를 복합한 세라믹스의 소결특성을 설명하는 그래프.

도 2a∼도 2f는 의사체액 침적 1일 후 각 시편의 표면에 대한 전자현미경 사진.

도 3a∼도 3e에 1300℃, 2시간 소결한 시편의 미세구조 SEM 사진.

도 4는 생체 활성 결정화 유리가 코팅된 티탄늄 합금 cortical screw를 개에 이식한 후 8주 경과 후 채취한 이식체 부근 조직의 광학현미경 사진.

도 5는 코팅하지 않은 티탄늄 합금 cortical screw를 개에 이식한 후 8주 경과 후 채취한 이식체 부근 조직의 광학현미경 사진.

상기한 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 각각 몰비로 산화칼슘(CaO)이 40∼49%, 실리카(SiO₂)가 40∼49%, B₂O₃가 2∼20% 범위 안에서 조성되는 것을 특징으로 하는 생체 활성 세라믹을 제공한다.

그리고, 본 발명은 CaO, SiO₂, B₂O₃로 구성된 생체 활성 세라믹의 분말을 에나멜법으로 코팅하여 소성 처리한 금속 이식체를 제공하고, 본 발명은 CaO, SiO₂, B₂O₃로 구성된 원료분말을 용융하고 급랭하여 생체 활성 세라믹을 제조하는 단계와; 상기 생체 활성 세라믹을 분쇄하여 10㎛ 이하의 분말을 제조하는 단계와; 분말에 수계 또는 유기 용매와 바인더를 첨가하여 코팅 슬러리를 제조하는 단계와; 금속 이식체에 코팅 슬러리를 붓, 스프레이, 침적 등의 방법으로 코팅하는 단계와; 이를 700∼950℃의 온도에서 소결하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체 제조방법을 아울러 제공한다.

상기 생체 활성 세라믹은 각각 산화칼슘(CaO)이 몰비로 40∼49%, 실리카가 40∼49%, B₂O₃가 2∼20% 포함된 조성을 가지고 있으며, 생체 용해성을 개선하기 위해 열처리하여 결정화시킨다.

상기 조성으로 이루어지는 생체 활성 세라믹은 결정화 유리로써 β형 월라스토나이트(CaSiO₃)와 칼슘보레이트(CaB₂O₄), 보로실리케이트(borosilicate) 유리로 구성되어 있다.

그리고, 상기 조성 범위에서 B₂O₃는 생체 용해성을 조절하는 역할을 하므로써 20% 이상이 포함되면 너무 빨리 용해되는 문제점이 있으며, 2% 이하에서는 B₂O₃의 양이 너무 적어 없는 것과 차이가 별로 없다. CaO와 SiO₂가 각각 40% 이하에서는 B₂O₃의 양이 너무 많아 빨리 용해되는 문제점이 있고, 49% 이상에서는 원료의 용융시 결정화가 쉽게 되기 때문에 유리를 제조할 수 없다. 이 조성 범위 이외의 조성은 유리가 되지 않거나 생체활성을 갖지 않으며, 이 조성 범위의 결정화 유리는 물에 잘 녹는 칼슘보레이트와 보로실리케이트를 포함하고 있으며, 주상인 β형 월라스토나이트도 물에 서서히 용해되기 때문에 일정 기간 후에는 완전히 없어지는 특징을 가지고 있다.

따라서, 상기와 같은 조성을 가지는 생체 활성 세라믹을 코팅층으로 이용할 경우에는 골이 성장하는 속도와 용해되는 속도가 비슷한 장점이 있어 이식체 주위로 골조직이 잘 성장하기 때문에 코팅되지 않은 이식체보다 고정이 잘 된다.

또한 이 조성의 생체 활성 세라믹은 730∼820℃ 사이에서 저온 소결이 되기 때문에 금속 표면 산화층이 두꺼워짐에 따른 부착 강도의 저하나 열처리 온도 상승에 따른 기계적 강도의 저하 현상이 덜 하다. 또한 성분 중 칼슘 보레이트는 체액 내에서 쉽게 용해되어 칼슘의 과포화도를 상승시키고 보로실리케이트 유리상은 물과 반응하여 탄산아파타이트의 핵생성 자리를 제공하는 역할을 하는 실라뇰(Si-OH)기를 형성하기 때문에, 이식시 표면에 세포가 잘 흡착할 수 있는 탄산아파타이트 층이 쉽게 생성된다.

상기와 같은 조성으로 제조된 벌크(bulk) 상태의 생체 활성 세라믹은 유발 등에 의하여 일차 분쇄된 후에 250㎛의 체에 통과되어 플레너터리밀(planetary mill) 또는 스펙스밀(Spex mill)에 의하여 평균 입경 1∼3㎛의 미세한 분말로 제조된다.

코팅 슬러리 제조는 결합제를 녹인 용매에 상기 분말을 혼합하므로써 제조된다. 결합제는 코팅시 생체활성 세라믹 분말을 금속 이식체 표면에 강하게 부착시키고 분말 입자간 결합도 강하게 하는 역할을 하는데, 용매는 알콜, 톨루엔, 헥탄(Heptane), 이소프로필 알콜, 아세톤과 같은 유기용매를 사용하고 비닐(Vinyl)계 고분자, 에틸셀룰로우스(EthylCellulose, EC), 폴리메타크릴산 메틸(Polymethyl methacrylate, PMM), 폴리비닐뷰티랄(PolyVinyl Butiral, PVB), 에폭시, 레진 등의 결합제 고분자 화합물을 사용한다. 혹은 결합제와 용매가 혼합되어 있는 미국 페로(Ferro사)의 B73210 등을 바로 사용하여도 된다. 그러나 수계 용매에 대해서는 상기 유리 분말이 급격히 수화(hydration)되기 때문에 바람직하지 않다.

결합제의 농도는 5∼40 중량%이며 5이하에서는 고분자 함량이 낮기 때문에 결합제로의 역할을 할 수 없으며 40중량% 이상일 경우에는 점도가 낮고 용매에 잘녹지 않는 문제점이 있다.

생체활성 세라믹의 분말과 결합제 용액의 혼합 비율은 유리분말에 대해서 30%∼100중량%의 범위이며, 바람직하게는 40∼60중량%의 범위에서 충분한 접착강도를 얻을 수 있다. 결합제의 첨가량이 30 중량% 미만일 때는 분말에 충분히 결합제가 섞이지 않고, 100중량%를 초과하게 되면 점도가 너무 묽고 고체함량이 낮아져서 코팅층이 치밀하게 형성되지 않는다.

결합제가 들어있는 용매에 생체 활성 세라믹의 분말을 정해진 비율로 투입하고 자석 교반기나 3-roll mill 등을 사용하여 충분히 혼합한다. 이 때 분말의 응집을 억제하고 잘 섞일 수 있도록 0.01∼10중량%의 분산제를 첨가하고 코팅액의 기포를 제거하기 위해 계면활성제를 0.01∼5중량% 첨가한다. 코팅은 코팅 슬러리에 금속 이식체를 충분히 함침하거나, 붓에 코팅슬러리를 묻혀 바르거나, 스프레이를 이용하여 코팅 슬러리를 이식체에 분사하는 방법으로 진행한다. 코팅 두께는 코팅액 중 유리 분말의 함량을 변화시켜 조절하거나 코팅을 반복하여 조절한다. 코팅 공정에서 코팅층 두께는 0.1㎛∼500㎛의 범위에서 조절할 수 있다. 코팅층 두께가 0.1㎛이하이면 두께가 너무 얇아 골조직과 결합력이 약해지는 문제점이 있으며 두께 500㎛를 초과하게 되면 응력이 기계적 강도가 약한 생체활성 결정화 유리 코팅층에 집중하게 되어 코팅층에서 균열이 발생, 파괴되는 문제점이 있다. 코팅이 끝나면 코팅체를 30∼110℃에서 1∼12시간 건조한다. 처음엔 일정시간 상온에서 건조한 후 건조 온도를 높이는 것이 좋다. 처음부터 높은 온도에서 건조하면 급격한 건조로 인해 균열이 생성될 수 있고, 건조 온도를 110℃ 이상으로 하면 고분자의 분해가 시작되는 문제점이 있다. 완전히 건조시킨 후 된 코팅체를 분위기 조절 전기로에 투입하고 승온하여 폴리머를 태우고, 코팅층을 소결시킨 후 상온까지 서서히 냉각시킨다. 승온속도는 0.01∼5℃/min 사이의 범위가 바람직하며 승온 속도가 너무 빠르면 폴리머가 급격히 타게 되므로 코팅층이 형체를 잃게 될 위험이 있다. 특히 유리질인 생체 활성 세라믹의 전이온도 부근 즉, 소결이 급격히 일어나는 온도(700∼950℃)에서는 0.01∼1℃/min의 승온 속도로 천천히 승온하여 생체 활성 세라믹이 금속표면에 치밀하게 융착이 되도록 한다. 소결이 끝나고 냉각시킬 때도 0.01∼3℃/min의 냉각속도로 서서히 냉각하여 금속 기판과 생체 활성 세라믹 코팅층의 열팽창계수 차이에 따른 잔류 응력이 최소화되도록 한다. 열처리 시에는 질소, 알곤 등 가스를 이용하여 환원 분위기를 형성하므로써 금속 기판의 과도한 산화를 억제한다. 소결이 끝나면 코팅 이식체를 꺼내어 밀폐 포장을 하고 감마선 소독을 하여 멸균시켜 최종 제품을 생산한다. 상기 코팅에 사용되는 금속 이식체는 의료용으로 사용되는 티타늄, 티타늄합금, 코발트-크롬합금, 스테인리스로 이루어진 군으로부터 1종 이상 선택된 물질로 구성되며 금속 종류에 따른 코팅 공정의 차이나 코팅층 특성의 차이는 없음을 확인하였다.

(실시예)

이하에 상기한 본 발명을 바람직한 실시예가 도시된 첨부 도면을 참고하여 더욱 상세하게 설명한다.

첨부한 도면, 도 1은 본 발명을 설명하기 위하여 코팅에 쓰이는 생체 활성 유리 (CSG1) 분말의 소결특성을 설령하는 그래프, 도 2a 및 도 2b는 생체 활성 결정화 유리를 코팅한 스크류 표면의 전자현미경 사진, 도 3a 및 도 3b는 티타늄 도포 실리콘 기판 위에 코팅한 코팅층의 단면과 표면의 전자현미경 사진, 도 3c는 이 코팅 시편을 의사체액에 1일 침적 후 관찰한 표면의 전자현미경 사진, 도 4는 생체 활성 결정화유리가 코팅된 티탄늄 합금 cortical screw를 개에 이식한 후 8주 경과 후 채취한 이식체 부근 조직의 광학현미경 사진. 도 5는 코팅하지 않은 티탄늄 합금 cortical screw를 개에 이식한 후 8주 경과 후 채취한 이식체 부근 조직의 광학현미경 사진이다.

이하에 실시예를 통해 본 발명을 더욱 상세히 설명하기로 한다. 다만 본 발명의 범위가 아래의 실시예로 한정되는 것은 아니다.

1. 제 1실시예

먼저 99.99%의 탄산칼슘(CaCO₃), 99.9%의 실리카(SiO₂), 99.9%의 보레이트(B₂O₃)를 몰비로 CaO : 45.8%, SiO₂: 45.8%, B₂O_{3 :}8.4%이 되도록 정량하고 건식법으로 혼합한다. 혼합한 원료를 백금 도가니에 넣고 1500도까지 승온한 후 2시간 유지하여 완전 용융하여 이를 바로 꺼내 스테인레스 몰드에 붓는 방법으로 생체 활성 세라믹(이하 표현되는 생체 활성 유리도 동일한 의미를 가진다)을 제조한다.

생체 활성 유리를 알루미나 유발로 250㎛의 체를 통과하도록 일차 분쇄하고, 이 것을 다시 지르코니아 볼을 사용하여 플래너터리 밀에서 5시간 200rpm으로 분쇄하여 1∼3㎛의 평균 입경을 갖는 생체 활성 유리의 분말을 얻는다. 코팅 슬러리는알콜, 톨루엔 용매와 폴리비닐뷰티랄(PolyVinyl Butiral, PVB) 결합제를 용해시킨 알콜, 톨루엔 용매와 유리 분말을 중량비로 1:1이 되도록 혼합하고 폴리에틸렌 병에서 지르코니아 볼을 이용하여 24시간동안 혼합하였다. 이렇게 제조한 코팅 슬러리에 티타늄 합금(Ti-6Al-4V)으로 된 20mm cortical screw를 담근 후 고속 회전 장치에서 3000rpm이상으로 고속 회전하여 금속 표면에 슬러리가 고르게 분산되도록 하고 과잉의 슬러리를 제거하였다. 이후 상온에서 2시간 유지하고난 다음 90℃로 셋팅한 수직 전기로를 5mm/min의 속도로 서서히 통과시켜 건조시킨다. 이렇게 해서 제조된 금속 이식체를 300cc/min의 flow rate로 질소가 공급되는 튜브 전기로에 넣고 850℃까지 1℃/min의 승온 속도로 가열하고 850℃에서 1시간동안 유지시킨 후 다시 1℃/min의 냉각속도로 서서히 냉각시킨다. 소결 온도의 결정은 생체 활성 유리 분말만으로 이루어진 성형체의 온도에 따른 수축율 곡선으로부터 이루어진다. 도 1은 가압하여 얻어진 생체 활성 유리 분말 성형체의 온도에 따른 수축율 곡선인데, 여기서 보면 730℃부근에서 소결이 시작되며 830℃ 부근에서 소결이 끝나며 800℃ 부근의 수축율 변화는 생체 활성 유리의 결정화가 그 온도 부근에서 일어난다는 사실을 말해준다. 상기의 공정으로 코팅한 스크류의 표면 전자현미경 사진을 도 2a와 도 2b에 제시하였다. 여기서 보면 cortical screw의 골과 산을 따라서 코팅층이 균일하게 코팅되어 있고 그 표면은 기공이 거의 없는 아주 치밀한 미세구조를 보여 준다.

2. 비교예

코팅하지 않는 티타늄 합금 cortical screw

3. 제 2실시예

상기 제 1실시예와 동일한 공정으로 금속 이식체 기판 대신에 티타늄이 도포된 실리콘 기판 위에 생체 활성 결정화 유리를 코팅하였다.

(1) 생체활성 평가

생체 활성 유리 코팅층이 생체활성이 있는 지를 알아보기 위해 35cc의 의사체액(simulated body fluid)에 제 2실시예 10×10mm²시편을 넣고, 넣기 전과 1일 경과 후 표면의 변화를 관찰하였다. 도 3a에 코팅층 단면을 제시하였는데 코팅 두께는 약 10㎛임을 알 수 있다. 도 3b는 넣기 전 표면을 관찰한 전자 현미경 사진이고, 도 3c는 1일 경과 후 표면을 관찰한 전자현미경 사진이다.

침적 1일만에 표면에 미세한 탄산아파타이트(Hydroxycarbonate apatite, HCA)가 형성되었는 것을 확인할 수 있다.

(2) 동물 임상 실험을 통한 생체친화성 평가

도 4는 상기 제 1실시예의 코팅 cortical screw를 개 대퇴부에 이식하고 8주 후 채취하여 이식체를 포함한 부위의 조직학적 광학현미경 사진이로, (A)는 치밀골의 구조, (B)는 해면골의 구조, (C)는 반대 치밀골의 구조를 나타낸 것이다. 여기서 보면 피질골과의 접촉면에서 screw의 산과 골에 골조직과 더욱 현저하게 결합되어 있을 뿐만 아니라 해면골과의 접촉면에서 조차 screw의 산과 골에 골조직이 골고루 결합하고 있는 소견을 보이고 있다. 이런 소견은 (A)는 치밀골의 구조, (B)는 해면골의 구조, (C)는 반대 치밀골의 구조를 각각 나타낸 도 5에 제시된 비교예(코팅하지 않은 스크류)에서는 찾아볼 수 없는 소견으로, 비교예에서는 피질과의 접촉면에서만 소량의 골조직과 결합하고 있고, 해면골과의 접촉면에서는 골과 산에 거의 골조직이 결합하지 않았다. 또한 제 1실시예의 코팅층은 비교적 균일하게 흡수되어 screw와 골과의 직접적인 결합이 증가되었고 코팅층이 남아서 나사못과 분리되는 현상은 관찰되지 않았다. 표 1은 제 1실시예와 비교예의 골결합력을 가늠할 수 있는 토크값을 제시하였다. 토크는 screw를 제거하는 방향으로 천천히 돌려 screw가 움직이면서 저항이 급격히 줄어드는 시점의 토크를 측정하였고 이 값을 골-screw간 결합 정도의 지표로 평가하였다. 제 1실시예의 토크는 8.07cN·M으로 비교예의 6.37cN·M에 비해 통계적으로 유의하게 높은 값을 보였다.

	토크 (cN·M)
실시예1	8.07±.64
비교예2	6.37±.85

상기한 바와 같이 이루어진 본 발명은 적절한 생체흡수성과 저온 소결특성을 갖는 생체 활성 유리를 이용하여 생체 활성 유리가 코팅된 금속이식체를 제조하므로써 이식시 골결합력이 코팅하지 않은 이식체를 이식했을 보다 증가하고 골조직이 이식체 주변에 생성되므로써 확고한 고정을 기대할 수 있게 한다. 또한 코팅 공정이 여타 다른 코팅 공정에 비해 매우 저렴하고 간단하기 때문에 생산하는 데 매우 유리한 효과를 제공한다.

이상에서는 본 발명을 특정의 바람직한 실시예를 예로 들어 도시하고 설명하였으나, 본 발명은 상기한 실시예에 한정되지 아니하며 본 발명의 정신을 벗어나지 않는 범위 내에서 당해 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에 의해 다양한 변경과 수정이 가능할 것이다.

Claims (8)

1. 산화칼슘과 실리카, 보레이트로 조성되는 것을 특징으로 하는 생체 활성 세라믹.
2. 제 1항에 있어서, 상기 산화칼슘과 실리카, 보레이트는 각각 몰비로 산화칼슘(CaO)이 40∼49%, 실리카(SiO₂)가 40∼49%, B₂O₃가 2∼20%로 조성되는 것을 특징으로 하는 생체 활성 세라믹.
3. 각각 몰비로 산화칼슘(CaO)이 40∼49%, 실리카(SiO₂)가 40∼49%, B₂O₃가 2∼20%로 조성된 생체 활성 세라믹의 분말을 포함하는 슬러리를 금속 이식체에 코팅한 후에, 소결 처리하여 제조되는 것을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체.
4. 제 3항에 있어서, 상기 소결 처리의 온도는 700∼950℃에서 이루어지는 것을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체.
5. 고분자 결합제를 수계 또는 유기 용매에 녹여서 용액을 얻는 단계와; 각각 몰비로 산화칼슘(CaO) : 40∼49%, 실리카(SiO₂) : 40∼49%, B₂O₃: 2∼20%로 조성되는 생체 활성 세라믹의 분말을 상기 용액에 첨가하고 교반하여 슬러리를 제조하는 단계와; 상기 슬러리를 금속 이식체 기판에 코팅하여 코팅체를 얻는 단계와; 상기 코팅체를 건조시킨 후 열처리하여 상기 고분자 결합제를 태우고 남은 생체 활성 세라믹을 소결 및 결정화시키는 단계를 포함하여 이루어짐을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체의 제조방법.
6. 제 5항에 있어서, 상기 금속 이식체는 티타늄, 티타늄합금, 코발트-크롬합금, 스테인리스로 이루어진 군으로부터 1종 이상 선택된 물질로 구성됨을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체의 제조방법.
7. 제 5항에 있어서, 상기 유기용매는 알콜, 톨루엔, 헥탄(Heptane), 이소프로필 알콜, 아세톤 중에서 선택된 적어도 하나이고, 상기 고분자 결합제는 비닐(Vinyl)계 고분자, 에틸셀룰로우스(EthylCellulose, EC), 폴리메타크릴산 메틸(Polymethyl methacrylate, PMM), 폴리비닐뷰티랄(PolyVinyl Butiral, PVB), 에폭시, 레진으로 이루어진 군으로부터 1종 이상 선택된 물질을 사용함을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체의 제조방법.
8. 제 5항에 있어서, 상기 생체 활성 세라믹의 분말에 대하여 상기 고분자 결합제가 포함된 슬러리를 30∼100중량% 혼합하여 이루어짐을 특징으로 하는 생체활성 세라믹이 코팅된 금속 이식체의 제조방법.