KR100855017B1 - Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same - Google Patents
Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same Download PDFInfo
- Publication number
- KR100855017B1 KR100855017B1 KR1020060123286A KR20060123286A KR100855017B1 KR 100855017 B1 KR100855017 B1 KR 100855017B1 KR 1020060123286 A KR1020060123286 A KR 1020060123286A KR 20060123286 A KR20060123286 A KR 20060123286A KR 100855017 B1 KR100855017 B1 KR 100855017B1
- Authority
- KR
- South Korea
- Prior art keywords
- bioglass
- thin film
- electron beam
- calcium oxide
- deposition
- Prior art date
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/28—Materials for coating prostheses
- A61L27/30—Inorganic materials
- A61L27/306—Other specific inorganic materials not covered by A61L27/303 - A61L27/32
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
- A61L27/02—Inorganic materials
- A61L27/04—Metals or alloys
- A61L27/06—Titanium or titanium alloys
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
- A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
- A61L2430/02—Materials or treatment for tissue regeneration for reconstruction of bones; weight-bearing implants
Abstract
본 발명은 생체유리 박막 및 이의 제조방법에 관한 것이다. 본 발명에 따른 생체유리 박막은 특정 비율의 칼슘 옥사이드(CaO)와 실리콘 디옥사이드(SiO2)를 포함하는 생체유리를 전자빔에 의해 증착하는 것을 특징으로 하고, 이러한 생체유리 박막은 체액 또는 유사체액 내에서 칼슘 포스페이트 막의 형성력이 우수하다. 따라서 본 발명에 따른 생체유리 박막은 치과 및 정형외과 임플란트 등과 같이 골접합을 필요로 하는 생체 이식 재료의 표면 개질에 유용하게 사용할 수 있다.The present invention relates to a bioglass thin film and a method of manufacturing the same. The bioglass thin film according to the present invention is characterized by depositing a biological glass containing a specific ratio of calcium oxide (CaO) and silicon dioxide (SiO 2 ) by an electron beam, and the bioglass thin film is formed in a body fluid or an analog fluid. The forming power of the calcium phosphate film is excellent. Therefore, the bioglass thin film according to the present invention can be usefully used for surface modification of biograft materials requiring bone bonding, such as dental and orthopedic implants.
Description
도 1은 본 발명에 따른 생체유리 박막의 생체 활성 능력을 평가하는 방법으로서 박막을 인산완충용액(PBS)에 침적하여 표면에 생성된 칼슘 포스페이트의 형태를 전계 방출 주사 전자 현미경(field emission scanning electron microscopy, FE-SEM)으로 관찰한 도이다.1 is a method for evaluating the bioactivity of a bioglass thin film according to the present invention by immersing the thin film in a phosphate buffer solution (PBS) to form the form of calcium phosphate on the surface of the field emission scanning electron microscopy , FE-SEM).
도 2는 비교예 1에 따른 생체유리 박막의 표면 형태를 육안으로 관찰한 도이다.2 is a diagram observing the surface shape of the bioglass thin film according to Comparative Example 1 with the naked eye.
도 3은 본 발명의 실시예 3에 따른 증착하기 전에 이온빔 클리닝을 행한 후 전자빔 증착을 하고, 증착 후 열처리 공정을 수행한 생체유리 박막의 생체 활성 능력을 평가하는 방법으로서 박막을 인산완충용액(PBS)에 침적하여 표면에 생성된 칼슘 포스페이트의 형태를 전계 방출 주사 전자 현미경으로 관찰한 도이다(왼쪽 : 실시예 1, 오른쪽 : 실시예 3).3 is a method for evaluating the bioactive ability of a bioglass thin film which has been subjected to ion beam cleaning, followed by electron beam deposition, and heat treatment after deposition, according to Example 3 of the present invention. The form of calcium phosphate formed on the surface by immersing in the above) was observed with a field emission scanning electron microscope (left: Example 1, right: Example 3).
도 4는 본 발명의 실시예 3에 따른 생체유리 박막의 생체 활성 능력을 평가하는 방법으로서 박막을 인산완충용액(PBS)에 침적하여 표면에 생성된 칼슘 포스페이트의 형태를 시간(6시간, 12시간, 24시간, 48시간 또는 1주일)에 따라 전계 방출 주사 전자 현미경으로 관찰한 도이다(가운데 : 6000배 확대, 아래 : 6만배 확대).4 is a method for evaluating the bioactivity of the bioglass thin film according to Example 3 of the present invention by depositing the thin film in a phosphate buffer solution (PBS) to form the form of calcium phosphate on the surface time (6 hours, 12 hours) Field emission scanning electron microscopy (center: 6,000 times magnification, bottom: 60,000 times magnification) according to 24 hours, 48 hours or 1 week).
본 발명은 생체유리 박막 및 이의 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a bioglass thin film and a method of manufacturing the same.
골유착(osseointegration)의 생체재료(biomaterials)는 생체불활성 재료 (bio-inert material)와 생체활성 재료(bio-active material)로 분류된다.Biomaterials of osteointegration are classified into bio-inert materials and bio-active materials.
생체불활성 재료는 알루미나 및 지르코니아 등이며, 이러한 재료는 생체적합적이나 골유착을 촉진할 수 없다. 생체활성 재료는 그들의 표면 위에 효과적인 작용기를 가지고 있거나 또는 재료가 뼈에 담궈질 때 쉽게 골유착 분위기를 창조할 수 있는 어떠한 화학물질을 방출한다. 생체활성 재료의 예로는 히드록시아파타이트, 베타-트리칼슘포스페이트, 생체활성 유리/세라믹 등이 있다. 비록 이러한 재료가 생체활성을 가지고 있을지라도, 이들은 체내에서 보존되거나 또는 재흡수되는 것으로 나뉘어질 수 있다. 히드록시아파타이트는 체내에서 보존될 수 있고, 베타-트리칼슘포스페이트, 생체활성 유리/세라믹과 같은 재료는 체내에서 재흡수될 수 있으며, 재흡수율은 생체재료 조성물에 의존한다.Bioinert materials are alumina, zirconia and the like, and these materials are biocompatible but cannot promote bone adhesion. Bioactive materials have effective functional groups on their surface or release any chemical that can easily create an osteoadhesive atmosphere when the material is immersed in the bone. Examples of bioactive materials include hydroxyapatite, beta-tricalcium phosphate, bioactive glass / ceramic, and the like. Although these materials are bioactive, they can be divided into preserved or reabsorbed in the body. Hydroxyapatite can be preserved in the body, materials such as beta-tricalcium phosphate, bioactive glass / ceramic can be reabsorbed in the body, and the resorption rate depends on the biomaterial composition.
일반적으로, 체액에서 더 높은 용출율 성질을 갖는 생체재료가 칼슘 포스페이트를 더 빨리 형성한다[LL Hench: J. Am. Ceram. Soc., 74 (1991), p. 1487; LL Hench, ID Xynos, JM Polak, J. Biomater. Sci. Polymer Edn., 15 (2004) p. 543; I Han, JH Choi, I-S Lee, HK Baik, Biomat. Res., 10 (2006) p.43]. 그러나 빠른 칼슘 포스페이트 형성이 골유착의 최상의 방법은 아니다. 만일 용출율이 너무 높으 면, 생체재료로부터 나오는 이온의 고농도가 이온 평형(ion equilibrium)을 파괴하고 조직의 괴사를 일으킨다. 따라서, 재흡수율을 조절하는 것이 생체재료 개발에 매우 중요하다[Y Yang, JD Bumgardner, R Cavin, DL Carnes, JL Ong, J. of Dental Res., 82 (2003) p. 449].In general, biomaterials with higher dissolution rate properties in body fluids form calcium phosphate faster [LL Hench: J. Am. Ceram. Soc., 74 (1991), p. 1487; LL Hench, ID Xynos, JM Polak, J. Biomater. Sci. Polymer Edn., 15 (2004) p. 543; I Han, JH Choi, I-S Lee, HK Baik, Biomat. Res., 10 (2006) p. 43]. However, rapid calcium phosphate formation is not the best method of bone adhesion. If the dissolution rate is too high, high concentrations of ions from biomaterials destroy the ion equilibrium and cause tissue necrosis. Therefore, controlling resorption rate is very important for biomaterial development [Y Yang, JD Bumgardner, R Cavin, DL Carnes, JL Ong, J. of Dental Res., 82 (2003) p. 449].
생체재료 중 표면 반응성 생체활성 유리는 이미 오래 전부터 공지되었고, 1970년대 초에 헨치와 그의 동료에 의해 첫 번째로 개발되었다[LL Hench, RJ Splinter, WC Allen, TK Greenlee, J. Biomed. Mater. Res., 2 (1972) p.117].Surface-reactive bioactive glasses in biomaterials have been known for a long time and were first developed by Hench and his colleagues in the early 1970s [LL Hench, RJ Splinter, WC Allen, TK Greenlee, J. Biomed. Mater. Res., 2 (1972) p. 117].
생체활성 유리는 통상적인 유리와 대조적으로, 수성 매질에 가용성이고, 체액 또는 유사체액 내에서 표면에 히드록시아파타이트 피막을 형성한다는 점에서 구별된다. 가장 일반적으로 사용되는 생체활성 유리는 보통의 창유리 또는 병유리와 비교하여 실리콘 디옥사이드(SiO2)의 비율이 현저하게 낮고, 나트륨과 칼슘의 비율이 상당히 높은 융합성 유리로서 생성된다. 이러한 생체유리는 골 손상을 치료하기 위해 사용되고, 특히 합성 골 이식 재료로서 사용된다.Bioactive glasses, in contrast to conventional glasses, are distinguished in that they are soluble in aqueous media and form hydroxyapatite coatings on surfaces in body fluids or analogous fluids. The most commonly used bioactive glass is produced as a fused glass with a significantly lower ratio of silicon dioxide (SiO 2 ) and a significantly higher ratio of sodium and calcium compared to ordinary pane or bottle glass. Such bioglass is used to treat bone damage, in particular as a synthetic bone graft material.
또한, 용융-유도된 45S5 생체유리가 칼슘 포스페이트 형성과 골유착을 위해 연구되어왔다. 생체유리는 이의 조성적 범위가 넓기 때문에 넓은 생체활성을 가지고 있다. 용융-유도된 생체유리는 1400℃ 이상의 높은 온도 처리를 통해 제조되어야 한다. 그러나 이것은 에너지 소비가 높으므로, 에너지 소비를 줄이기 위하여 졸-겔 과정이 도입되었다. 상기 과정을 통해 졸-겔 유도된 58S 및 S70C30 생체유리가 약 600℃의 온도 처리를 통해 제조되었다[LJ Skipper, FE Sowrey, DM Pickup, V Fitzgerald, R Rashid, KO Drake, Z Lin, P Saravanapavan, LL Hench, ME Smith, RJ Newport, J. Biomed. Mater. Res. 70A (2004) p.354].In addition, melt-derived 45S5 bioglass has been studied for calcium phosphate formation and osteoadhesion. Bioglass has broad bioactivity because of its wide compositional range. Melt-derived bioglass should be prepared through high temperature treatment of 1400 ° C. or higher. However, this is high energy consumption, so a sol-gel process was introduced to reduce energy consumption. Sol-gel-derived 58S and S70C30 bioglasses were prepared through temperature treatment at about 600 ° C. [LJ Skipper, FE Sowrey, DM Pickup, V Fitzgerald, R Rashid, KO Drake, Z Lin, P Saravanapavan, LL Hench, ME Smith, RJ Newport, J. Biomed. Mater. Res. 70A (2004) p.354.
한편, 치과 임플란트용 표면 개질은 브래네마크(Branemark)가 기계적 티타늄 고정물의 성공적인 골유착을 보고한 이래로 개발되어 왔다.Surface modifications for dental implants, on the other hand, have been developed since Branemark reported successful bone adhesion of mechanical titanium fixtures.
현재, 사용되고 있는 치과 임플란트용 표면 개질로는 플라즈마 스프레이, 분말 소결(powder sintering), 산 에칭, 입자분사(blasting), 마이크로-아크 양극 산화(micro-arc anodic oxidation) 및 진공증착 등이 있다. 상기와 같은 표면 개질은 뼈와 같은 재료에 코팅함으로써 골유착에 유망하다. 그러나, 플라즈마 스프레이에 의해 코팅된 막은 접착력의 문제를 가지고 있다. 이의 문제점을 해결하기 위하여 최근에 이온빔 보조 증착 방법(ion-beam-assisted deposition method)이 개발되었다. 상기 이온빔 보조 증착 방법을 이용하여 생체활성 재료로 히드록시아파타이트를 기질에 증착할 경우, 기질 위에 얇은 히드록시아파타이트 층이 형성되어 단단한 결합이 형성된다. 따라서 접착력 문제를 최소화할 수 있었다[JM Choi, HE Kim, I-S Lee, Biomaterials 21 (2000) p.469].Currently, surface modifications for dental implants in use include plasma spraying, powder sintering, acid etching, particle blasting, micro-arc anodic oxidation and vacuum deposition. Such surface modification is promising for osteoadhesion by coating on a material such as bone. However, the film coated by plasma spray has a problem of adhesion. In order to solve this problem, an ion-beam-assisted deposition method has recently been developed. When hydroxyapatite is deposited on a substrate using a bioactive material using the ion beam assisted deposition method, a thin hydroxyapatite layer is formed on the substrate to form a rigid bond. Therefore, the adhesion problem could be minimized [JM Choi, HE Kim, I-S Lee, Biomaterials 21 (2000) p.469].
그러나, 히드록시아파타이트는 분자구조가 복잡하고, 반응성이 느려 반응성을 확인하기까지 대략 1달 정도 소요되는 단점이 있다.However, hydroxyapatite has a disadvantage in that the molecular structure is complicated and the reactivity is about 1 month to confirm the reactivity.
따라서, 반응성이 1시간 이내이고 공정이 간단하며 가격이 저렴한 생체유리를 이용한 치과 및 정형외과 임플란트용 표면 개질에 대한 연구가 요구되고 있다.Therefore, there is a need for research on surface modification for dental and orthopedic implants using bioglass having a reactivity within 1 hour, a simple process, and a low cost.
이에, 본 발명자들은 생체유리를 이용한 치과 및 정형외과 임플란트용 표면 개질에 대해 연구하던 중, 특정 비율의 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드를 포함 하는 생체유리를 전자빔에 의해 증착함으로써 박막을 형성하였으며, 상기 생체유리 박막의 칼슘 포스페이트 형성력이 매우 우수한 것을 확인하고 본 발명을 완성하였다.Thus, the inventors of the present invention while studying the surface modification for dental and orthopedic implants using bioglass, and formed a thin film by depositing a bioglass containing a specific ratio of calcium oxide and silicon dioxide by an electron beam, the bioglass It was confirmed that the calcium phosphate forming power of the thin film is very excellent and completed the present invention.
본 발명은 생체유리 박막 및 이의 제조방법을 제공하고자 한다.The present invention is to provide a bioglass thin film and a method of manufacturing the same.
본 발명은 전자빔에 의해 증착된 생체유리 박막, 특히 특정 비율의 칼슘 옥사이드(CaO)와 실리콘 디옥사이드(SiO2)를 포함하는 생체유리를 전자빔에 의해 증착한 생체유리 박막 및 그 제조방법을 제공한다.The present invention provides a bioglass thin film deposited by an electron beam, in particular, a bioglass thin film deposited by an electron beam including a certain ratio of calcium oxide (CaO) and silicon dioxide (SiO 2 ) by an electron beam and a method of manufacturing the same.
구체적으로, 본 발명은Specifically, the present invention
1) 특정 비율의 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드를 알콜에서 혼합시키는 단계,1) mixing a certain proportion of calcium oxide and silicon dioxide in alcohol,
2) 상기 혼합된 슬러리를 건조시키는 단계,2) drying the mixed slurry,
3) 상기 건조된 분말 혼합물을 가열·가압 및 소결하는 단계, 및3) heating, pressing and sintering the dried powder mixture, and
4) 상기 소결체를 전자빔 증착을 통해 기질에 증착하는 단계를 포함하는 생체유리 박막의 제조방법, 및 이에 따라 제조되는 전자빔에 의해 증착된 생체유리 박막을 제공한다.4) It provides a method for manufacturing a bio-glass thin film comprising the step of depositing the sintered body on a substrate through electron beam deposition, and the bio-glass thin film deposited by the electron beam produced accordingly.
또한, 본 발명은 상기 제조방법 중 4)단계에서 소결체를 전자빔 증착기에 넣고 증착하기 전에 이온빔 클리닝을 행한 후 전자빔 증착을 하고, 증착 후 열처리 공정을 수행하는 단계를 더 포함하는 생체유리 박막의 제조방법을 제공한다.In addition, the present invention is a method of manufacturing a bio-glass thin film further comprises the step of performing an ion beam cleaning and then performing an electron beam deposition, and performing a post-deposition heat treatment process before putting the sintered body into the electron beam evaporator in the step 4) of the manufacturing method. To provide.
본 발명에 따른 생체유리 박막은 칼슘 옥사이드(CaO) 60~70 중량%와 실리콘 디옥사이드(SiO2) 30~40 중량%를 포함하는 것이 바람직하다.The bioglass thin film according to the present invention preferably contains 60 to 70 wt% of calcium oxide (CaO) and 30 to 40 wt% of silicon dioxide (SiO 2 ).
본 발명에 따른 생체유리 박막의 조성 중 칼슘 옥사이드의 함량이 40 중량% 미만이면 생체유리가 매우 더디게 형성되며, 70 중량%를 초과하면 너무 빨리 용해되어 급격한 이온 농도의 변화를 유발하는 문제점이 생긴다.When the content of calcium oxide in the composition of the bioglass thin film according to the present invention is less than 40% by weight, the bioglass is formed very slowly, and when it exceeds 70% by weight, the glass is dissolved too quickly, causing a sudden change in ion concentration.
본 발명에 따른 생체유리 박막의 조성 중 실리콘 디옥사이드의 함량이 30 중량% 미만이면 체액 내에서 칼슘 옥사이드가 너무 빨리 용해되는 문제점이 있고, 60 중량%를 초과하면 생체유리의 형성이 매우 더딘 단점이 있다.When the content of silicon dioxide in the composition of the bioglass thin film according to the present invention is less than 30% by weight, there is a problem in that calcium oxide is dissolved in the body fluid too quickly, and when it exceeds 60% by weight, the formation of the bioglass is very slow. .
이하, 상기한 생체유리 박막의 제조방법을 상세히 설명하면 다음과 같다.Hereinafter, the manufacturing method of the above-described bioglass thin film will be described in detail.
먼저, 칼슘 옥사이드 40~70 중량%와 실리콘 디옥사이드 30~60 중량%를 알루미나 볼과 함께 1~3시간 동안 알콜에서 볼 밀링으로 혼합한다. 상기 알콜은 메탄올, 에탄올, 프로판올 또는 부탄올 중에서 선택되며, 에탄올이 바람직하다.First, 40-70% by weight of calcium oxide and 30-60% by weight of silicon dioxide are mixed with alumina balls by ball milling in alcohol for 1-3 hours. The alcohol is selected from methanol, ethanol, propanol or butanol, with ethanol being preferred.
상기 혼합된 슬러리를 60~80℃로 유지된 오븐에서 건조시킨다. 상기 분말 혼합물을 대기 중에서 1~3시간 동안 1100~1300℃에서 가열·가압한 후 소결한다. 상기 소결체를 전자빔 증착기에 넣고 전자빔 증착한다. 그러면 생체유리가 약 0.1~5㎛, 바람직하게는 약 1㎛의 두께로 기질에 증착된다. 상기 기질로는 실리콘 웨이퍼, 금속 티타늄, 티타늄 합금 또는 유리를 사용할 수 있다.The mixed slurry is dried in an oven maintained at 60 ~ 80 ℃. The powder mixture is heated and pressurized at 1100 to 1300 ° C. for 1 to 3 hours in air, followed by sintering. The sintered body is put into an electron beam evaporator and electron beam evaporates. The bioglass is then deposited on the substrate to a thickness of about 0.1-5 μm, preferably about 1 μm. The substrate may be a silicon wafer, metal titanium, titanium alloy or glass.
또한, 상기 소결체를 전자빔 증착기에 넣고 증착하기 전에 이온빔 클리닝(초 기 진공도 : 5×10-6 Torr 내외, 반응중 진공도 : 1.6×10-4 Torr, 이온건 : end-hole type ion-gun, 가스 : 아르곤, 가속전압 : 80~100V, 가속전류 : 1~2A, 처리시간 : 5~30분)을 행한 후 전자빔 증착을 하고, 증착 후 200~800℃에서 30분 내지 2시간 동안 열처리 공정을 수행할 수 있다. 증착 전에 이온빔 클리닝을 행하면 생체유리 박막 표면의 오염 제거를 통하여 유착력이 강화되고, 증착 후에 열처리 공정을 행하면 생체유리 박막의 안정화를 통하여 반응성을 제거할 수 있다.In addition, ion beam cleaning (initial vacuum degree: around 5 × 10 -6 Torr, vacuum degree during the reaction: 1.6 × 10 -4 Torr, ion gun: end-hole type ion-gun, gas) : Argon, Acceleration Voltage: 80 ~ 100V, Acceleration Current: 1 ~ 2A, Treatment Time: 5 ~ 30 minutes) and then electron beam deposition, heat treatment for 30 minutes to 2 hours at 200 ~ 800 ℃ after deposition can do. If ion beam cleaning is performed prior to deposition, adhesion strength is enhanced by decontamination of the surface of the bioglass thin film, and heat treatment after deposition may remove reactivity through stabilization of the bioglass thin film.
본 발명의 제조방법에 따라 제조된 생체유리 박막은 특정 비율의 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드를 포함하는 생체유리를 전자빔에 의해 증착하는 것을 특징으로 하고, 이러한 생체유리 박막은 체액 또는 유사체액 내에서 칼슘 포스페이트 막의 형성력이 우수하다. 만일, 칼슘 옥사이드의 비율이 너무 높은 생체유리 박막의 경우 나쁜 유착력을 가진 구름 또는 솜 같은 칼슘 포스페이트 입자를 형성하게 되고, 칼슘 옥사이드의 비율이 너무 낮은 생체유리 박막의 경우 인산완충용액에서 분산된 칼슘 포스페이트 입자를 형성하게 된다.The bioglass thin film prepared according to the manufacturing method of the present invention is characterized by depositing a bioglass including a specific ratio of calcium oxide and silicon dioxide by electron beam, and the bioglass thin film is calcium phosphate in body fluid or analog fluid. The film forming power is excellent. If the ratio of calcium oxide is too high, the bioglass thin film may form cloud or cotton-like calcium phosphate particles having bad adhesion, and if the ratio of calcium oxide is too low, the calcium dispersed in the phosphate buffer solution may be formed. To form phosphate particles.
또한, 생체유리를 전자빔에 의해 증착하기 전 이온빔 클리닝을 수행하고, 증착 후 열처리 공정을 수행하면 생체유리 박막의 벗겨짐 현상을 확실하게 제어할 수 있으며, 이에 따라 생체유리 박막 표면에서 유착력이 우수하게 된다.In addition, by performing ion beam cleaning before depositing the bioglass by the electron beam and performing a heat treatment process after the deposition, it is possible to reliably control the peeling phenomenon of the bioglass thin film, thereby providing excellent adhesion on the surface of the bioglass thin film. do.
따라서, 본 발명에 따른 생체유리 박막은 치과 및 정형외과 임플란트 등과 같이 골접합을 필요로 하는 생체 이식 재료의 표면 개질에 유용하게 사용할 수 있다.Therefore, the bioglass thin film according to the present invention can be usefully used for surface modification of biograft materials requiring bone bonding, such as dental and orthopedic implants.
이하, 본 발명의 이해를 돕기 위하여 바람직한 실시예를 제시한다. 그러나 하기의 실시예는 본 발명을 보다 쉽게 이해하기 위하여 제공되는 것일 뿐, 실시예에 의해 본 발명의 내용이 한정되는 것은 아니다.Hereinafter, preferred examples are provided to aid in understanding the present invention. However, the following examples are merely provided to more easily understand the present invention, and the contents of the present invention are not limited by the examples.
실시예Example 1 One : 생체유리 박막의 제조 : Preparation of Bioglass Thin Film
금속 티타늄을 기질로 사용하였다. 디스크 쿠폰은 증착 과정 전 아세톤, 메탄올 및 탈이온수에서 초음파 세척하였다. 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드의 원자비는 에너지 분산 미세 분광기(energy dispersive X-ray spectrometer, EDS, 히타치)로 측정하였다.Metallic titanium was used as the substrate. Disk coupons were ultrasonically cleaned in acetone, methanol and deionized water prior to the deposition process. The atomic ratio of calcium oxide and silicon dioxide was measured with an energy dispersive X-ray spectrometer (EDS, Hitachi).
칼슘 옥사이드(70 중량%)와 실리콘 디옥사이드 분말(30 중량%)을 알루미나 볼과 함께 2시간 동안 에탄올에서 볼 밀링으로 혼합하였다. 상기 혼합된 슬러리를 70℃로 유지된 오븐에서 건조시켰다. 상기 분말 혼합물을 대기 중에서 2시간 동안 1200℃에서 가열·가압한 후 소결하였다. 상기 소결체를 전자빔 증착기(10kW 급, 가속전압 : 7.5kV, 가속전류 : 140mA, 증착시간 : 1시간 내외)에 넣고 전자빔 증착하였다. 증착하는 동안 적당한 진공(3×10-6 Torr의 통상 기준압)에 도달한 뒤, 전자선 조사를 시작하여 증발원의 증발을 유도한다. 증착 설비 내에 장착되어 있는 석영 진동 장치로부터 증착층의 두께를 추정하며, 두께는 약 1㎛ 정도로 공정 시간을 조절한다. 두께는 목적에 따라 조절될 수 있으며, 고른 증착을 위하여 금속 티타늄이 부착된 홀더를 회전한다.Calcium oxide (70 wt%) and silicon dioxide powder (30 wt%) were mixed with alumina balls by ball milling in ethanol for 2 hours. The mixed slurry was dried in an oven maintained at 70 ° C. The powder mixture was heated and pressurized at 1200 ° C. for 2 hours in air, followed by sintering. The sintered body was placed in an electron beam evaporator (10kW class, acceleration voltage: 7.5kV, acceleration current: 140mA, deposition time: about 1 hour) and was electron beam deposited. After the deposition reaches a suitable vacuum (typical reference pressure of 3 × 10 −6 Torr), electron beam irradiation is initiated to induce evaporation of the evaporation source. The thickness of the deposition layer is estimated from the quartz vibration device mounted in the deposition equipment, and the thickness adjusts the process time to about 1 μm. The thickness can be adjusted according to the purpose, rotating the holder with metal titanium attached for even deposition.
실시예Example 2 2 : 생체유리 박막의 제조 : Preparation of Bioglass Thin Film
상기 실시예 1에서 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드 분말의 비율을 각각 60 중량% 및 40 중량%를 사용한 것을 제외하고는, 실시예 1과 동일한 방법으로 생체유리 박막을 제조하였다.A bioglass thin film was manufactured in the same manner as in Example 1, except that 60 wt% and 40 wt% of calcium oxide and silicon dioxide powder were used in Example 1, respectively.
실시예Example 3 3 : 생체유리 박막의 제조 : Preparation of Bioglass Thin Film
상기 실시예 1에서, 소결체를 전자빔 증착기에 넣고 증착하기 전에 이온빔 클리닝(초기 진공도 : 5×10-6 Torr 내외, 반응중 진공도 : 1.6×10-4 Torr, 이온건 : end-hole type ion-gun, 가스 : 아르곤, 가속전압 : 95V, 가속전류 : 1.5A, 처리시간 : 20분)을 행한 후, 전자빔 증착하였다. 증착한 다음, 400℃에서 1시간 동안 열처리 공정을 수행하였다.In Example 1, ion beam cleaning (initial vacuum: about 5 × 10 -6 Torr and around, vacuum degree: 1.6 × 10 -4 Torr, ion gun: end-hole type ion-gun) before depositing the sintered compact in an electron beam evaporator , Gas: argon, acceleration voltage: 95V, acceleration current: 1.5A, processing time: 20 minutes), and then electron beam deposition. After the deposition, a heat treatment was performed at 400 ° C. for 1 hour.
비교예Comparative example 1 One : :
상기 실시예 1에서 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드 분말의 비율을 각각 80 중량% 및 20 중량%를 사용한 것을 제외하고는, 실시예 1과 동일한 방법으로 생체유리 박막을 제조하였다.A bioglass thin film was manufactured in the same manner as in Example 1, except that 80 wt% and 20 wt% of calcium oxide and silicon dioxide powder were used in Example 1, respectively.
비교예Comparative example 2 2 : :
상기 실시예 1에서 칼슘 옥사이드와 실리콘 디옥사이드 분말의 비율을 각각 50 중량% 및 50 중량%를 사용한 것을 제외하고는, 실시예 1과 동일한 방법으로 생체유리 박막을 제조하였다.A bioglass thin film was manufactured in the same manner as in Example 1, except that 50 wt% and 50 wt% of calcium oxide and silicon dioxide powder were used in Example 1, respectively.
실험예Experimental Example 1 One : 표면형태 변화 : Change of surface shape
상기 실시예 1~2 및 비교예 1~2에서 제조한 생체유리 박막을 37℃로 유지된 인산완충용액(PBS)에 담그었다. 1시간 동안 담근 후, 생체유리 박막을 PBS로부터 제거하고, 증류수로 세척한 다음 건조시켰다. 건조된 생체유리 박막 표면을 전계 방출 주사 전자 현미경(field emission scanning electron microscopy, FE-SEM; 히타치, S-4200)으로 관찰하였다.The bioglass thin films prepared in Examples 1 and 2 and Comparative Examples 1 and 2 were immersed in a phosphate buffer solution (PBS) maintained at 37 ° C. After soaking for 1 hour, the bioglass thin film was removed from PBS, washed with distilled water and dried. The dried bioglass thin film surface was observed by field emission scanning electron microscopy (FE-SEM; Hitachi, S-4200).
생체유리 박막의 표면 형태를 전계 방출 주사 전자 현미경으로 관찰한 결과는 도 1에 나타내었으며, 비교예 1에 따른 생체유리 박막의 표면 형태를 육안으로 관찰한 결과는 도 2에 나타내었다.The results of observing the surface morphology of the bioglass thin film with the field emission scanning electron microscope are shown in FIG. 1, and the results of the visual observation of the surface morphology of the bioglass thin film according to Comparative Example 1 are shown in FIG. 2.
도 1 및 도 2에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 생체유리 박막(실시예 1~2)은 칼슘 포스페이트 막을 형성하였다. 반면, 칼슘 옥사이드의 비율이 너무 높은 생체유리 박막(비교예 1)의 경우 나쁜 유착력을 가진 구름 또는 솜 같은 칼슘 포스페이트 입자를 형성하였으며, 칼슘 옥사이드의 비율이 너무 낮은 생체유리 박막(비교예 2)의 경우 인산완충용액에서 분산된 칼슘 포스페이트 입자를 형성하였다.As shown in Figure 1 and 2, the bioglass thin film (Examples 1 to 2) according to the present invention formed a calcium phosphate film. On the other hand, in the case of a bioglass thin film (Comparative Example 1) having a high ratio of calcium oxide, cloud or cotton-like calcium phosphate particles having bad adhesion were formed, and the bioglass thin film having a low ratio of calcium oxide (Comparative Example 2). In the case of forming calcium phosphate particles dispersed in a phosphate buffer solution.
실험예Experimental Example 2 2 : 표면형태 변화 : Change of surface shape
상기 실시예 3에서 제조한 생체유리 박막을 37℃로 유지된 인산완충용액 (PBS)에 담그었다. 2시간, 6시간, 12시간, 24시간, 48시간 또는 1주일 동안 담근 후, 생체유리 박막을 PBS로부터 제거하고, 증류수로 세척한 다음 건조시켰다. 건조된 생체유리 박막 표면을 전계 방출 주사 전자 현미경으로 관찰하였다.The bioglass thin film prepared in Example 3 was immersed in phosphate buffer solution (PBS) maintained at 37 ℃. After soaking for 2 hours, 6 hours, 12 hours, 24 hours, 48 hours or 1 week, the bioglass thin film was removed from PBS, washed with distilled water and dried. The dried bioglass thin film surface was observed with a field emission scanning electron microscope.
결과는 도 3 및 도 4에 나타내었다.The results are shown in FIGS. 3 and 4.
도 3에 나타난 바와 같이, 실시예 1에서 제조한 생체유리를 전자빔에 의해 증착하기 전 이온빔 클리닝을 수행하고, 증착 후 열처리 공정을 수행하면 생체유리 박막의 벗겨짐 현상을 확실하게 제어할 수 있었다. 이에 따라 생체유리 박막의 표면의 유착력이 우수하여짐을 알 수 있다.As shown in FIG. 3, the ion beam cleaning was performed before depositing the bioglass prepared in Example 1 by the electron beam, and the heat treatment process after the deposition could reliably control the peeling phenomenon of the bioglass thin film. Accordingly, it can be seen that the adhesion of the surface of the bioglass thin film is excellent.
또한 도 4에 나타난 바와 같이, 실시예 3에서 제조한 전자빔에 의해 증착하기 전 이온빔 클리닝을 수행하고, 증착 후 열처리 공정을 수행한 생체유리 박막은 37℃로 유지된 인산완충용액에 오랫동안 담근 후에도 생체유리 박막 표면의 벗겨짐 현상이 나타나지 않고 표면 상태가 그대로 유지됨을 확인하였다. In addition, as shown in FIG. 4, the bioglass thin film which was subjected to ion beam cleaning before deposition by the electron beam prepared in Example 3 and subjected to the heat treatment process after deposition, was immersed in the phosphate buffer solution maintained at 37 ° C. for a long time. It was confirmed that the peeling phenomenon of the glass thin film surface did not appear and the surface state was maintained as it is.
본 발명에 따른 생체유리 박막은 특정 비율의 칼슘 옥사이드(CaO)와 실리콘 디옥사이드(SiO2)를 포함하는 생체유리를 전자빔에 의해 증착하는 것을 특징으로 하고, 이러한 생체유리 박막은 체액 또는 유사체액 내에서 칼슘 포스페이트 막의 형성력이 우수하다. 따라서 본 발명에 따른 생체유리 박막은 치과 및 정형외과 임플란트 등과 같이 골접합을 필요로 하는 생체 이식 재료의 표면 개질에 유용하게 사용할 수 있다.The bioglass thin film according to the present invention is characterized by depositing a biological glass containing a specific ratio of calcium oxide (CaO) and silicon dioxide (SiO 2 ) by an electron beam, and the bioglass thin film is formed in a body fluid or an analog fluid. The forming power of the calcium phosphate film is excellent. Therefore, the bioglass thin film according to the present invention can be usefully used for surface modification of biograft materials requiring bone bonding, such as dental and orthopedic implants.
Claims (8)
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020060123286A KR100855017B1 (en) | 2006-12-06 | 2006-12-06 | Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1020060123286A KR100855017B1 (en) | 2006-12-06 | 2006-12-06 | Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| KR20080051713A KR20080051713A (en) | 2008-06-11 |
| KR100855017B1 true KR100855017B1 (en) | 2008-08-28 |
Family
ID=39806667
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| KR1020060123286A KR100855017B1 (en) | 2006-12-06 | 2006-12-06 | Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| KR (1) | KR100855017B1 (en) |
Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06285149A (en) * | 1993-03-31 | 1994-10-11 | Ulvac Japan Ltd | Artificial raw material for organism excellent in organism affinity and manufacture thereof |
| JPH06335487A (en) * | 1993-05-28 | 1994-12-06 | Mitsubishi Materials Corp | Composite implant and production thereof |
| JPH10139644A (en) | 1996-11-13 | 1998-05-26 | Sunstar Inc | Oral cavity composition containing bioactive glass |
| KR20000018897A (en) * | 1998-09-07 | 2000-04-06 | 김정규 | Method for coating hydroxyapatite thin film and complex having thin film formed thereby |
| KR20040010200A (en) * | 2002-07-15 | 2004-01-31 | 펜탁스 가부시키가이샤 | CaO-SiO2-BASED BIOACTIVE GLASS AND SINTERED CALCIUM PHOSPHATE GLASS USING SAME |
| KR20040075581A (en) * | 2003-02-21 | 2004-08-30 | 이인섭 | Implant for implanting into a living body with the deposited coating film of the beta-TCP evaporant having the control of pinhole structure formation and preparation thereof |
| KR20060056093A (en) * | 2004-11-19 | 2006-05-24 | 학교법인연세대학교 | Silver incorporated calcium phosphate film and method for preparing the same |
-
2006
- 2006-12-06 KR KR1020060123286A patent/KR100855017B1/en active IP Right Grant
Patent Citations (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06285149A (en) * | 1993-03-31 | 1994-10-11 | Ulvac Japan Ltd | Artificial raw material for organism excellent in organism affinity and manufacture thereof |
| JPH06335487A (en) * | 1993-05-28 | 1994-12-06 | Mitsubishi Materials Corp | Composite implant and production thereof |
| JPH10139644A (en) | 1996-11-13 | 1998-05-26 | Sunstar Inc | Oral cavity composition containing bioactive glass |
| KR20000018897A (en) * | 1998-09-07 | 2000-04-06 | 김정규 | Method for coating hydroxyapatite thin film and complex having thin film formed thereby |
| KR20040010200A (en) * | 2002-07-15 | 2004-01-31 | 펜탁스 가부시키가이샤 | CaO-SiO2-BASED BIOACTIVE GLASS AND SINTERED CALCIUM PHOSPHATE GLASS USING SAME |
| KR20040075581A (en) * | 2003-02-21 | 2004-08-30 | 이인섭 | Implant for implanting into a living body with the deposited coating film of the beta-TCP evaporant having the control of pinhole structure formation and preparation thereof |
| KR20060056093A (en) * | 2004-11-19 | 2006-05-24 | 학교법인연세대학교 | Silver incorporated calcium phosphate film and method for preparing the same |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR20080051713A (en) | 2008-06-11 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Xue et al. | Surface modification techniques of titanium and its alloys to functionally optimize their biomedical properties: thematic review | |
| Kulkarni et al. | Biomaterial surface modification of titanium and titanium alloys for medical applications | |
| Lee et al. | Hydroxyapatite-TiO2 hybrid coating on Ti implants | |
| Kodama et al. | Bioactivation of titanium surfaces using coatings of TiO2 nanotubes rapidly pre-loaded with synthetic hydroxyapatite | |
| Wen et al. | Preparation of calcium phosphate coatings on titanium implant materials by simple chemistry | |
| Liu et al. | Surface modification of titanium, titanium alloys, and related materials for biomedical applications | |
| Park et al. | Improved biocompatibility of hydroxyapatite thin film prepared by aerosol deposition | |
| Sobieszczyk | Surface modifications of Ti and its alloys | |
| Choudhury et al. | Hydroxyapatite (HA) coatings for biomaterials | |
| Bayram et al. | Osteoblast activity on anodized titania nanotubes: effect of simulated body fluid soaking time | |
| Hahn et al. | Enhanced bioactivity and biocompatibility of nanostructured hydroxyapatite coating by hydrothermal annealing | |
| Fouziya et al. | Surface modifications of titanium implants–The new, the old, and the never heard of options | |
| Singh et al. | Electrophoretic deposition of bioactive glass composite coating on biomaterials and electrochemical behavior study: A review | |
| Huang et al. | Hydroxyapatite coatings produced on commercially pure titanium by micro-arc oxidation | |
| KR101933701B1 (en) | Biocompatible ceramics coating layer, titanium substrate comprising coating layer and manufacturing method thereof | |
| CN100368027C (en) | Hydrogen ion implantation process of raising bioactivity of nanometer titania coating | |
| Ergün et al. | Effect of acid passivation and H2 sputtering pretreatments on the adhesive strength of sol–gel derived Hydroxyapatite coating on titanium surface | |
| KR100855017B1 (en) | Implantable biomaterials coated bioglass thin film and preparation method of the same | |
| Kim et al. | Effect of surface pretreatment and pack cementation on bioactivity of titanium dental implant | |
| KR20060056093A (en) | Silver incorporated calcium phosphate film and method for preparing the same | |
| EP3195825B1 (en) | Dental implant | |
| Chandra et al. | Implant surface modifications: A review | |
| Zhao et al. | The current techniques for preparing bioglass coatings | |
| Melilli et al. | SURFACE TREATMENTS FOR TITANIUM IMPLANTS. | |
| KR20130029863A (en) | Method for producing high hydrophilic implant |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A201 | Request for examination | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| E902 | Notification of reason for refusal | ||
| E701 | Decision to grant or registration of patent right | ||
| GRNT | Written decision to grant | ||
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20120817 Year of fee payment: 5 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20130529 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20150224 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20150825 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20171023 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20180820 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Annual fee payment |
Payment date: 20190805 Year of fee payment: 12 |