KR101019741B1

KR101019741B1 - 골대체용 복합재료의 제조방법

Info

Publication number: KR101019741B1
Application number: KR1020080088749A
Authority: KR
Inventors: 박경준; 이덕연; 강상구
Original assignee: 주식회사 세라젬바이오시스
Priority date: 2008-09-09
Filing date: 2008-09-09
Publication date: 2011-03-08
Also published as: KR20100030007A

Abstract

본 발명은 골대체용 복합재료의 새로운 제조방법에 관한 것으로, 더욱 구체적으로 유기재료로서 시아노아크릴레이트(Cyanoacrylate)를 포함하는 제1 페이스트와 무기재료로서 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)를 포함하는 제2 페이스트를 혼합하는 2 페이스트 시스템(2-paste system)을 이용한 골대체용 복합재료의 제조방법에 관한 것이다.

본 발명에 따르면, 2 페이스트 시스템(2-paste system)을 이용함으로써 시아노아크릴레이트와 무기재료의 혼합시의 중합 속도를 효과적으로 제어할 수 있을 뿐만 아니라, 다공성을 갖는 골대체용 복합재료를 제조할 수 있다. 또한, 본 발명에 따라 제조된 복합재료는 유기 재료 및 무기 재료의 장점들을 극대화할 수 있다. 구체적으로, 시아노아크릴레이트는 형상을 유지시켜 주고 접착성을 가지게 하며, 칼슘포스페이트는 신생 뼈에 대한 골전도성(osteo-conductivity)을 가지고 있다. 따라서, 본 발명에 따른 골대체용 복합재료는 뼈 결함 충진을 위한 골대체재로서 유용할 것으로 기대된다.

Description

골대체용 복합재료의 제조방법{Method for preparation of composite materials for Bone Defect Filling and Bone Replacement}

뼈는 인체를 지탱하며 동작을 수행하는 기계적 기능 이외에도 체내의 칼슘 이온농도를 조절하는데 칼슘의 저장고 역할을 하며 골수에서 인체에 필요한 적혈구 및 백혈구를 생산하는 중요한 생리적 기능도 보유하고 있다. 뼈는 노화 및 다른 생리적인 이유로 손상되거나 여러 가지 사고로 손상될 수 있다.

뼈의 이식은 환자 자신의 조직을 이식하는 방법 (자가골 이식), 타인(동종골)이나 동물(이종골)의 뼈를 이식하는 방법 등이 있으나, 타인의 조직을 이식함으로써 면역학적 거부반응이 발생되거나 손상부위가 커서 환자 몸에서 사용할수 있는 재료가 충분하지 않은 경우 인공 골이식제 (골대체재)를 사용한다.

자가골과 같은 기능을 갖는 매식용 재료를 찾기 위해 동종골(allogenic bone), 이종골(xenogenic bone)을 사용하게 되었지만 그 양의 확보가 쉽지 않고, 면역 반응 등의 이유로 합성골의 사용이 증가하고 있다. 현재 사용되는 합성골로는 calcium sulfate계, calcium phosphate계가 대부분이며, 아직까지는 자가골 이식의 효능에 미치기에는 한계가 있다.

골 대체재는 조직과의 적합성이 우수하여야 하고, 사용양이 제한 받지 않아야하며, 형태의 부여가 용이해야 하고, 부여한 형태가 장기간 변화되지 않아야 한다. 마지막으로 생체 조직에 의해 대체되거나 조직이 자라 들어오는데 장애가 되지 말아야 한다. 그러나 이러한 요구 조건을 충분히 만족시킬 만한 재료는 현재 없는 실정이다. 합성골(alloplastic bone, synthetic bone)의 연구가 진행됨에 따라 금속, 유기물, 세라믹 등 모든 재료 분야를 총망라하며 연구가 진행되고 있으나 제대로 사용하기에는 아직까지도 한계가 있다.

금속의 경우, 순수 타이타늄 합금 등을 이용한 임플란트를 말하며, 이는 치근의 대체 재료로 사용하는 것이거나 골의 일부 기능을 하는 것으로 성공적이라 할 수 있으나, 이 또한 골의 밀도나 골의 범위가 적을 때는 사용에 제약을 받는다. 더불어 골을 직접 대신한다는 차원을 생각한다면 아직은 성공이라 할 수 없다. 즉 골의 원형을 제대로 부여하기엔 부족하다.

유기물의 경우, 대표적인 것으로 polymethyl methacrylate(PMMA)을 들 수 있다. 그러나, 상기 PMMA는 중합 과정 중 발생하는 열이나 단량체의 독성으로 인해 세포의 괴사 등이 초래되어 사용에 제약이 따른다. 또한 흡수와 골의 대체가 일어 나지 않아 장시간 사용의 경우 이물 반응과 더불어 임프란트 금속의 분리를 초래할 수 있다. Vale, Vazquez, Vila 등은 PMMA를 고관절의 임프란트와 골 접착재 사용 시 이러한 유해성을 최소로 하기 위한 연구를 하였다. 또한, Kawanabe는 Bis-GMA(2,2-bis[4-(2-hydroxy-3-methacryloyloxypropoxy)phenyl] propane)를 뼈에 적용시키는 연구를 시행하였지만, 이 역시 정형외과 영역에서 사용하는 고관절 대체 금속과 뼈를 연결하는 재료인 PMMA 경우와 같은 골 접착재에 대한 연구였다.

다음으로는 골의 무기성분과 유사한 무기재료를 나열할 수 있다. 칼슘포스페이트(calcium phosphate)는 천연 뼈 조성과의 유사성 및 뛰어난 뼈전도성(osteoconductivity) 때문에 골대체재(bone substitutes)로 상당한 관심을 받고 있는 무기재료이다. Brown 등은 무기 재료중 흡수성인 다공성 hydroxy-apatite(HA)를 연구하였으며, Wolfe는 β-tricalcium phosphate(β-TCP)가 자연골의 무기성분과 구조가 유사하기 때문에 서서히 분해되어 신생골로 대체된다고 하였다. Chow 등은 β-TCP의 골전도성에 대해 보고한 바 있다. 그 외에도 Posset 등은 tetracalcium phosphate를, Frankenburg 등은 calcium phosphate cement 등에 대한 연구를 보고한 바 있다. 또한 무기재료의 단독이 아닌 여러 가지의 무기재료를 혼합한 bone cement의 형태로 만드는 연구도 있다. 이는 분말의 형태가 아닌 점도를 갖는 재료로 초기 유동성을 막고, 어느 정도의 형태를 유지한다는 면에서 좋은 생각이라 판단되지만 결과는 만족하기엔 부족함이 있다. 이들 재료 대부분이 분말로 공급되거나 분말이 아니더라도 형태 부여 시 강도가 미약하고 그 형태 유지가 어려워 사용할 수 있는 부위에 제약을 받는다. 블록 형태의 재료(scaffold)는 매식 시 손상 부위의 형태에 맞춰 조각하는 것 또한 쉽지 않다.

이들 골 재생용 생체 세라믹 재료는 골유도성이 아닌 골 전도성 재료이기 때문에 골 조직이 재료내로 성장되어 들어올 수 있는 적당한 크기의 연결된 기공을 갖는 다공체로 사용되는 것이 바람직하며, 신생골의 성장 속도와 유사한 생분해 속도를 가져야 한다는 것이 요구되는 성질이다. β-TCP 또한 분말 형태나 강도가 작은 블록의 형태만으로 적용이 가능하다는 단점을 가지고 있다.

끝으로 무기재료와 유기재료를 이용한 복합 재료가 있다. Raveh 등은 Bioglass와 Bis-GMA(2,2-bis[4(2-hydroxy-3-methacryloxypropoxy)phenyl]propane) 를 이용한 복합 재료를 제조하였으나, 이들 물질이 모두 흡수되는 것이 아니라 사용 시간이 흐를수록 이물 반응이 나타나 사용엔 문제가 많았으며, 접착력이 부족한 것도 이물 반응에 그 원인을 제공하였다. 또 Wright 등은 reinforcing fiber와 PMMA를 혼합하여, PMMA의 중합열을 분산시키므로 중합 시 골 괴사를 줄일 수 있는 방법을 모색하였으나, 접착력이 떨어지는 접착제가 되어 그 사용이 활성화되지는 못했다. 이들 재료는 대부분 비흡수성 재료를 이용한 것으로 PMMA를 기질로 하고 그 열적 성질을 개선하기 위한 것이거나, 파절시 저항을 위해서 무기물을 첨가하나, 첨가양은 보통 중량비 10 ~ 20% 정도이다. 또한 Bank 등은 hyroxyapatite와 collagen을 이용한 복합재료를 합성한 이래로, fibrin과 HA를 이용한 복합재료에 대한 연구 등으로 진행되고 있다.

시아노시크릴레이트(Cyanoacrylate) 순간접착제로 많이 사용되는 액상의 물질이며 물이나 아미드 기 등과 같은 약염기성 물질에 의해 급격한 이온반응을 거쳐 중합이 이루어진다. 습기가 존재하는 상황에서도 경화되는 분해형 고분자로서, 의료용 접착제로 그 응용성이 확대되고 있다. Cyanoacrylate를 기질로 하는 연조직 접착제는 Histoacryl (n-butyl-2-cyanoacrylate), Dermabond (octyl-cyanoacrylate), Traumaseal, GluStitch 등 그 종류도 다양한 편이며, 미국 FDA에서 승인을 받아 그 사용 용도가 점점 증가하고 있는 추세이다. 현재 생분해속도가 느린 butyl-, octyl cyanoacrylate가 의료용으로 사용되고 있다.

Cyanoacrylate의 장점은 실온 조건에서 중합되며, 이에 열이나 촉매, 압력을 가하지 않아도 중합이 이루어지며, 수분이 있는 조건에서도 중합이 가능하다는 점이다. 그러나, 종래에는 Cyanoacrylate가 일반 무기재료와 접촉시 순식간에 중합이 진행되어 경화반응을 제어할 수 없다는 단점이 있었다. 즉 약염기인 무기재료의 표면 특성으로 인해 중합 반응이 급속하게 일어나는 것이다. 또한 순수 cyanoacrylate의 점도는 매우 낮기 때문에 뼈와 같이 치밀하지 않은 조직의 접착 시 생기는 문제를 해소하기 위하여 고분자를 첨가하지만 이는 접착력 등 물성을 감소시킨다. 또한 순수 cyanoacrylate의 경우 높은 반응열로 인해 세포을 괴사시키는 경우도 발생할 수 있다.

따라서, Cyanoacrylate와 무기재료를 혼합한 복합재료 연구는 혼합의 어려움으로 인해 본 출원인을 제외하고는 전무한 상황이다. 본 출원인은 Cyanoacrylate와 무기재료를 혼합한 골대체용 복합재료에 대한 특허를 국내에 등록(제10-0650453호)하였으며 미국에도 특허를 출원(Application No. 11/296,944)중에 있다. 상기 특허는 무기재료의 표면 개질를 통한 중합속도 제어기술에 관한 것이다. 복합재료 제조에 있어서, 중합저해물질에 의한 표면개질은 cyanoacrylate의 중합촉진제 역할을 하는 무기재료 표면을 중합저해물질(acid 및 분해성 고분자)로 코팅하는 것을 의미한다. 중합저해물질은 무기물질의 표면의 산도조절 또는 블로킹(blocking) 또는 중합반응지연을 통해 중합을 천천히 일어나게 할 수 있다.

이에, 본 발명자들은 상기 종래기술들의 문제점들을 극복하기 위하여 예의 연구노력한 결과, 시아노아크릴레이트(Cyanoacrylate)를 포함하는 제1 페이스트와골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)를 포함하는 제2 페이스트를 혼합하는 2 페이스트 시스템(2-paste system)을 이용하여 골대체용 복합재료를 제조하면 중합속도를 효과적으로 제어할 수 있을 뿐만 아니라, 다공성을 갖는 골대체용 복합재료를 제조할 수 있음을 확인하고 본 발명을 완성하게 되었다.

따라서, 본 발명의 주된 목적은 2 페이스트 시스템(2-paste system)을 이용하여 중합속도를 효과적으로 제어할 수 있고 다공성을 형성할 수 있는 골대체용 복합재료의 제조방법을 제공하는 데 있다.

본 발명의 한 태양에 따르면, 본 발명은 다음 단계들을 포함하는 골대체용 복합재료의 제조방법을 제공한다: A) 액상의 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)와 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮은 고상의 충전재(filler)를 혼합하여 제1 페이스트를 만드는 단계; B) 액상의 생체적합성 물질과 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 높은 고상의 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)을 혼합하여 제2 페이스트를 만드는 단계; C) 상기 제1 페이스트와 제 2 페이스트를 혼합하여 유기재료인 시아노아크릴레이트와 무기재료인 골전도성 무기물질이 혼합된 골대체용 복합재료를 만드는 단계.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 시아노아크릴레이트는 보통 순간접착제로 알려진 액상의 유기물질로서 공기중의 수분에 의해 순간적으로 이온중합(ionic polymerization)이 일어나며, 주변에 -OH기가 존재할 때 급속히 중합이 일어난다. 바람직하게는 독성이 적은 n-부틸-2-시아노아크릴레이트 (n-butyl-2-cyanoacrylate)(BCA) 또는 FDA 승인을 받은 옥틸시아노아크릴레이트 (octyl-cyanoacrylate)를 사용하는 것이 좋다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제1 페이스트의 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮은 고상의 충전재(filler)는 고상으로서 액상의 시아노아크릴레이트와 혼합시 페이스트를 형성할 수 있고, 상기 시아노아크릴레이트의 중합반응을 촉진할 수 있는 수분이나 염기성이 적은 어떤 유기 또는 무기 충전재도 사용될 수 있다. 상기 유기 충전재의 예로는 덱스트린과 같은 다당류(polysaccharides) 또는 조직공학용으로 많이 사용되는 PGA, L-PLA, DL-PLA와 같은 생분해성 고분자를 들 수 있다. 상기 무기 충전재의 예로는 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮은 Ca/P 비율이 1 이하인 어떤 칼슘포스페이트도 사용될 수 있으나, 바람직하게는 디칼슘포스페이트(DCP), 더욱 바람직하게는 무수 디칼슘포스페이트(DCPA)인 것을 특징으로 한다. 상기 디칼슘포스페이트(DCP)는 제1 페이스트에서 filler의 역할을 하며 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮으면서도 골전도성도 가지고 있다. 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮은 칼슘포스페이트에는 시아노아크릴레이트의 중합을 제어할 수 있는 산성의 모노칼슘포스페이트(MCP)도 포함될 수 있다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제1 페이스트는 상기 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)의 중합반응을 지연시키기 위한 산성의 중합지연제를 더 혼합할 수도 있다. 상기 시아노아크릴레이트는 수분과 같은 염기가 존재할 경우 순간적으로 중합반응이 진행되어 고분자화된다. 따라서 상기 중합지연제는 시아노아크릴레이트의 염기조건을 중화시키기 위한 산성(약 pH3~6 범위)을 갖는, 예컨대 pH:3.5 ~ 4.5(1 in 100 soln)의 Monocalcium phosphate (MCP), pH:4.2~4.9(1 in 100 soln)의 Monosodium phosphate (MSP), pH:4.2~4.7(1 in 100 soln)의 Monopotassium phosphate (MKP), 또는 pH:4~5의 citric acid 과 같은 어떤 중합지연제도 사용될 수 있으나, 바람직하게는 산성의 모노칼슘포스페이트(MCP), 더욱 바람직하게는 산성의 무수 모노칼슘포스페이트(MCPA)인 것을 특징으로 한다. 상기 모노칼슘포스페이트(MCP)는 산성을 띠면서도 무기재료로서 골전도성도 가지고 있다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제2 페이스트의 액상의 생체적합성 물질은 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮으며 filler가 섞일 수 있도록 액상(점성 물질을 포함)인 어떤 생체적합성 물질도 포함될 수 있으며, 예컨대, 글리세린, 솔비톨, 프로필렌글리콜 등의 폴리올류 또는 폴리에틸렌글리콜(PEG)와 같은 폴리에테르류가 포함될 수 있다. 바람직하게는 상기 액상의 생체적합성 중합체는 액상의 글리세린 (glycerin)인 것을 특징으로 한다. 상기 글리세린은 수용성 물질로서 나중에 복합재료에서 녹아 나와 기공(pores)를 형성할 수 있다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제2 페이스트의 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 높은 고상의 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)은 시아노아크릴레이트의 중합반응을 촉진할 수 있는 염기성을 갖도록 Ca/P 비율이 1 초과이고 뼈의 무기성분과 같이 체내에서 흡수 또는 잔류하며 뼈의 생성을 전도(conduct)할 수 있는 무기재료들을 말한다. 예를 들어, 수산화 인회석(Hydroxyapatite, HA: Ca10(PO4)6(OH)2), tricalcium phosphate (TCP), calcium phosphate cements, calcium carbonate, calcium sulfate (calcium sulfate + TCP), Bioplast HTR, bioactive glass ceramic, silica 등을 포함하나, 이에 한정되지는 않는다. 바람직하게는 β-트리칼슘포스페이트(β-TCP) 또는 하이드록시아파 타이트(HA)인 것을 특징으로 한다. 이들은 제2 페이스트에서 filler의 역할을 하며 제1 페이스트와 혼합시 시아노아크릴레이트가 중합하도록 해준다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제2 페이스트는 상기 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)의 중합반응을 촉진시키기 위한 물(water)를 더 혼합할 수도 있다. 상기 물은 시아노아크릴레이트의 급속한 중합반응을 촉진할 수 있다. 그러나, 상기 물이 제2 페이스트상에 분산되어 있는 경우 시아노아크릴레이트의 너무 급속한 중합반응을 일으키지는 않으며 오히려 제1 페이스트의 중합지연제와 더불어 반응속도를 제어할 수 있다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 제2 페이스트는 골대체용 복합재료내에 기공(pores)을 형성을 위한 포로젠(porogen)을 더 혼합할 수도 있다. 상기 기공은 인체내에서 골조직이 복합재료내로 성장되어 들어올 수 있는 통로 역할을 한다. 바람직하게는 상기 포로젠은 수용성 물질로서 나중에 복합재료에서 녹아 나올 수 있는 염화나트륨(NaCl) 또는 설탕, 포도당, 덱스트린, 전분과 같은 당류(saccharide)인 것을 특징으로 한다.

본 발명의 제조방법에 있어서, 상기 C)단계에서 상기 제1 페이스트와 제 2 페이스트를 혼합에 의해 유기재료인 시아노아크릴레이트와 염기성 무기재료인 골전도성 무기물질이 만남으로써 시아노아크릴레이트의 중합반응이 일어난다.

본 발명의 제조방법에서, 상기 제1 페이스트내의 액상 CA와 고상 filler는 약 1:3 내지 1:7의 중량비로 혼합될 수 있으며, 상기 제2 페이스트내의 액상 생체적합성 물질과 고상 filler(골전도성 무기물질)는 약 3:1 내지 1:3의 중량비로 혼 합될 수 있으며, 상기 제1 페이스트와 제2 페이스트는 약 3:1 내지 1:3의 중량비로 혼합될 수 있다.

이하, 본 발명을 보다 구체적으로 설명한다.

본 발명은 유기재료와 무기재료를 혼합한 새로운 골대체용 복합재료의 제조방법에 관한 것이다. 본 발명에서는 유기재료로서 시아노아크릴레이트(medical-grade cyanoacrylate), 특히 생체내에서 독성이 적어 FDA 승인을 받은 2-옥틸시아노아크릴레이트 (2-OC)를 선택하였고, 무기재료로서 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials), 특히 흡수성과 골전도성이 좋은 β-트리칼슘포스페이트(β-TCP)와 하이드록시아파타이트(HA)를 선택하였다.

β-TCP는 자연골과 유사한 화학적 조성을 갖고 있고, 생체 조직과의 생체적합성이 우수해 합성골 이식재료로서 많은 관심과 연구가 진행되어 왔다. β-TCP를 매식하면 재료와 골조직 계면에서 bone-like apatite가 생성된다고 알려져 있어 직간접적으로 골조직과 결합이 이루어지게 된다. 많은 동물실험 결과, 고체상태의 HA의 생체적합성이 장기간에서도 우수하며 연조직과 골 조직과의 상호작용이 원활하다고 보고되고 있으며, 일반적으로 골전도성을 가지며, 면역 거부 반응을 발생시키지 않으면서 골조직과 결합한다. 이는 β-TCP의 용해성 높기 때문에 나타나는 결과이다. β-TCP의 용해속도는 물질의 화학적 구조와 결정성, 다공성 및 용액의 pH 등에 의하여 크게 영향을 받는다. β-TCP 또한 HA와 마찬가지로 골 전도성이 있고, 새로운 뼈의 침착을 위해 알맞은 물리적 기질을 제공하기 때문에 골 재생 재료로서 사용이 되고 있다.

이들 골 재생용 생체 세라믹 재료는 골유도성이 아닌 골 전도성 재료이기 때문에 골 조직이 재료내로 성장되어 들어올 수 있는 적당한 크기의 연결된 기공을 갖는 다공체로 사용되는 것이 바람직하며, 신생골의 성장 속도와 유사한 생분해 속도를 가져야 한다는 것이 요구되는 성질이다. 그러나 β-TCP는 자체의 강도가 작기 때문에 분말형태로만 적용이 가능하다는 단점을 가지고 있다. 이러한 문제로 생체내에서 β-TCP의 흩터짐을 막고 강도를 부여해 줄 수 있는 복합재료의 기질이 필요하다.

Cyanoacrylate(CA)는 보통 순간접착제로 알려진 ethyl-cyanoacrylate인데, 경. 연조직 모두 신속한 접착 때문에 폭 넓게 사용되어지고 있다. 하지만 이는 발암성과 독성이 있다. 그러나 side chain이 C3-6 정도로 길게 될 경우 독성은 점차 감소하게 된다. 독성이 적은 n-butyl-2-cyanoacrylate 또는 octyl-cyanoacrylate는 상품으로 시판되며, 이는 연조직의 접착제로 봉합사의 대용으로 사용되고 있다. 본 발명에서는 독성이 적은 octyl-cyanoacrylate를 선택하여 실시예에 사용하였다.

골의 대체 재료로 octyl-cyanoacrylate 단독 사용은 불가능하지만, HA나 TCP와 같은 무기물질을 첨가하면 octyl-cyanoacrylate의 독성을 낮추고 생체친화성을 높일 수 있을 뿐만 아니라, 뼈와 무기재료사이에 기계적 결합을 이루고, 골 성장에 자극을 주도록 할 수 있다. β-TCP은 서서히 분해되며, 그 공간을 신생골로 대체된다고 보고되었다. 이것은 자연골의 무기성분과 구조가 유사하기 때문이다.

종래에는, 순수한 Cyanoacrylate(CA)와 β-tricalcium phosphate를 혼합한다 는 것은 거의 불가능하였다. 이는 cyanoacrylate의 중합 기전을 알게 되면 그러한 원인을 쉽게 이해할 수 있는데, cyanoacrylate는 촉매의 첨가, 용매의 제거, 열, 압력이 없이 실온에서 중합이 일어난다. 즉 순간접착제로 주로 쓰이는 이 물질은 특히 공기중에 노출되면 수분으로 인해 순간적으로 이온중합(ionic polymerization)이 일어나게 되는데, 자세한 반응기전을 살펴보면 약한 염기가 CA에 첨가되면서 순간적으로 반응이 진행되어 고분자화가 된다. 그래서 약염기인 수분이 존재할 경우 그 반응은 급속하게 일어나는 것이다.

β-TCP은 산도 7.2 ~ 7.5로 약 염기성을 나타내며, 보통 분말의 경우 수분을 일정량 함유하고 있어 120℃에서 4시간 가열 건조 시킬 때 약 5%정도의 무게 감소가 나타날 정도이다. 이러한 이유로 인해 β-TCP와 CA의 단순한 혼합은 불가능하다.

이런 이유로 본 발명자들은 CA를 반응성이 적은 filler와 혼합하여 제1 페이스트를 만들고, β-TCP나 HA를 생체적합성 액체와 혼합하여 제 2 페이스트를 만든 후, 상기 두개의 페이스트(Two paste system)를 혼합함으로써 β-TCP나 HA가 CA와 급격한 화학반응없이 온화하게 혼합할 수 있는 방법을 찾았다.

본 발명 기술은 Two paste system을 이용한 중합속도 제어기술 및 다공성 골재체 복합재료 제조 기술이다. 이는 두 페이스트(paste)를 혼합하면 중합반응이 진행하여 경화되어 다공성 골대체재를 형성한다.

본 발명자들은 hydroxyapatite (HA)나 tricalcium phosphate (TCP) 등을 cyanoacrylate에 혼합하여 복합재료를 개발하였으며, 제조시 중합속도를 제어하고 다공성을 만들 수 있는 기술을 개발하였다. 생체세라믹 충전재를 함유한 골대체재의 장점으로는 생체적합성이 향상되며, 점도가 증가하고, 접착력의 감소를 최소화하면서 독성이 적고, 중합열에 의한 부작용을 줄일 수 있다.

본 발명은 Cyanoacrylate와 무기재료 혼합시의 중합(경화) 속도 제어 기술과 이를 통해 제조된 복합재료의 제조에 관한 기술이다. 본 발명 기술은 Two paste system을 이용한 중합속도 제어기술 및 다공성 골대체 복합재료 제조 기술이다. 이는 두 paste를 혼합하면 중합반응이 진행하여 경화되어 다공성 골대체재를 형성한다.

구체적으로, 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)에 이와 반응성이 낮거나 중합을 제어할 수 있는 calcium phosphate (dicalcium phosphate, monocalcium phosphate, 등)를 혼합하여 제1 페이스트를 제조하고, glycerin 등(cyanoacrylate와 반응성이 낮은 액체)에 cyanoacrylate 와 반응성이 좋은 골생성 전도물질 (tricalcium phosphate, hydroxyapatite(HA), Bioglass 등)을 첨가하여 제2 페이스트를 제조하는 것이다. 소수성인 cyanoacrylate와 친수성 액체 (water, glycerin)는 섞이지 않으나, paste type으로 각각 제조한 후 mixing하면 혼합이 가능하다.

시아노아크릴레이트(Cyanoacrylate)의 중합반응 속도는 중합반응의 촉진제(알칼리성 basic calcium phosphate인 tricalcium phosphate, HA 등 또는 water 등 친수성 물질)와 중합지연제(산성 acidic calcium phosphate인 monocalcium phosphate 등 및 산성 물질)를 paste 제조 시에 첨가함으로써 반응속도 제어 가능하다.

또한, 기공형성 재료(porogen)를 첨가하여 다공성 골대체재 제조할 수 있다. 본 시스템에서 기공형성 재료(porogen)로 사용될 수 있는 것은 paste 제조에 사용되었던 glycerin, 중합촉진제인 water, 그리고 수용성재료(NaCl, 당류 등)는 모두 사용될 수 있다.

본 발명의 실시예에서는 시아노아크릴레이트/칼슘포스페이트 복합체가 뼈 결함(bone defects)의 시멘트로서 사용될 수 있음을 증명하였다. 이들 시아노아크릴레이트는 β-TCP, HA, 뼈 및 체액과 같은 염기성 물질과 접촉하자 마자 경화된다. 세라믹 충전재의 표면은 약 염기성이고 분말에 있어서도 종종 일정량의 수분을 함유하고 있다. 시아노아크릴레이트 는 염기성 조건에서 순간적으로 중합반응되고 세라믹은 약 염기성이기 때문에 결국 급격한 세팅과 높은 중합열(polymerization heat)을 초래한다. 이것이 시아노아크릴레이트의 충전재(filler)로서 세라믹 분말의 사용을 제한한다. 시아노아크릴레이트/칼슘포스페이트 시스템의 세팅 시간은 MCPA를 사용함으로써 매우 현저하게 극적으로 연장되었다. 이것은 복합체의 혼합을 위한 충분한 작업시간과 낮은 중합열을 가능케 한다. 이 결과는 높은 중합열에 의해 유발되는 세포 괴사(necrosis)를 방지한다는 면에서 매우 가치가 있다.

상기의 골대체용 복합재료의 유기재료는 접착력과 더불어 형태 유지력(경화)이 있고, bioactive한 무기재료는 신생골 전도 능력이 있으므로 이들 두 재료를 이용한 본 발명의 복합재료는 우수한 물성의 골 대체재료로 사용 가능하다.

골전도성을 갖는 각종 무기재료 및 뼈 시멘트를 각각 사용하여 환자에게 시술하여, 수술 후의 물리적 강도유지 등이 어려웠던 기존기술과는 달리 이미 복합화 한 제품을 사용하여 시술후의 접착력 및 물성 강화 등을 실현할 수 있다는 점이 본 기술의 장점이다.

현재 골대체 재료는 정형외과 영역 (인공 고관절, 부골 접합 등), 성형외과 영역 (비골 축조, 악안면 골 축성 등), 치과영역 (치조골 재생, 치조골 축조, Implant 매식 등)에 적용되고 있다. 따라서 결손된 골을 재건할 수 있는 효과적인 합성골대체재를 개발하게 되면 세계적으로 기술우위에 있는 제품을 생산할 수 있다. 본 기술에 의해 개발된 골대체가 양산화되면 고부가가치의 영업이익을 창출할 뿐만 아니라 수입대체 효과도 클 것이라고 기대된다.

이하, 실시예를 통하여 본 발명을 더욱 상세히 설명하기로 한다. 이들 실시예는 단지 본 발명을 예시하기 위한 것이므로, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 제한되는 것으로 해석되지는 않는다.

실시예 1: 복합체(composite)의 제조

골복합체를 2-옥틸시아노아크릴레이트 (2-OC), β-트리칼슘포스페이트 (β-TCP), 무수디칼슘포스페이트 (DCPA), 무수모노칼슘포스페이트 (MCPA), 하이드록시아파타이트 (HA), 염화나트륨 (NaCl), 및 글리세린으로 제조하였다. 페이스트 A는 2-OC, DCPA 및 MCPA로 구성되었고, 페이스트 B는 글리세린, β-TCP 및 HA로 구성되었고, 각각 다양한 중량비율로 제조되었다. 염화나트륨은 다공성을 만드는 포로 젠(porogen)으로서 사용되었다. 2-OC 및 칼슘포스페이트를 이용한 신규 골 복합체를 상기 2개의 페이스트 (2 paste system)를 혼합하여 제조하였다. 표 1은 상기 2 페이스트 시스템을 이용한 복합체의 조성 복합체의 조성을 나열하고 있다. 이들 세팅 시간, 압축 강도, 생활성 및 세포독성을 평가하였다.

[표 1] 2 페이스트 시스템을 이용한 복합체의 조성 (단위: g)

Sample	Paste A			Paste B
	2-OC	DCPA	MCPA	Glycerin	β-TCP	HA	NaCl
1	1.0	4.4	0	2.0	1.6	-	2.7
2	1.0	4.4	0.05	2.0	1.6	-	2.7
3	1.0	4.4	0.10	2.0	1.6	-	2.7
4	1.0	4.4	0.15	2.0	1.6	-	2.7
5	1.0	4.4	0.10	2.0	1.0	-	3.7
6	1.0	4.4	0.10	2.0	3.0	-	1.7
7	1.0	4.4	0.10	1.5	1.0	2.0	-
8	1.0	4.4	0.10	1.2	0.8	1.6	-
9	1.0	4.4	0.10	0.9	0.6	1.2	-

실시예 2: 시험관내 시험(In Vitro Study)

복합재료를 각 성분 군에 맞도록 무게 측정하여 혼합지에서 혼합하여 각각 시편을 제작하여 경화시간, 압축강도, 세포독성 검사, 시편의 세포 활성을 조사하기 위한 Bioactivity 시험 및 주사전자 현미경을 이용한 표면 조직 관찰을 각각 시행하여 가장 우수하다고 판단되는 성분비를 찾았다.

(1) 경화시간

경화 시간(setting time)은 시멘트를 혼합하고 37℃ 온도 및 90% 이상 상대습도로 유지할 수 있는 수욕(water bath)에 놓은 직후부터 30초 간격으로 기록하였 다. 도 1은 중합지연제인 MCPA의 양에 따른 본 발명의 복합체의 경화시간(Setting time)의 변화를 나타낸 그래프이다. MCPA의 양이 증가함에 따라 (표1의 Samples 1, 2, 3, 및 4) 복합체의 경화시간도 증가되었다.

(2) 압축 강도

높이 5 ㎜, 직경 3 ㎜ 의 시편을 각 성분의 비율대로 혼합하여 제작하고, 100% 상대습도 37℃ 하에서 24시간 경과후 만능시험기(Instron 3366, U.S.A.)를 이용하여 5 mm/분의 크로스-헤드 스피드 조건하에 강도 측정하였다. 도 2는 시아노아크릴레이트(2-OC)의 중량비에 따른 본 발명의 복합체의 압축강도(Compressive stength)의 변화를 나타낸 그래프이다. 각각의 혼합 비율에 따라 강도의 변화는 많지 않았으며, 결합제인 cyanoacrylate가 많이 포함될수록(표1의 Samples 7, 8 및 9) 압축 강도는 크게 나타났다.

(3) 세포독성검사

복합체 물질의 세포독성은 L929을 이용하여 아가 확산 시험(agar diffusion test)으로 평가하였다. 물질과 아가 배지사이의 접촉면적을 25 ㎟로 만들기 위해, 표본을 5 mm × 5 mm × 1 mm의 크기로 제조하였다. 양성 대조군으로 페놀(phenol)을 양성 대조군으로 글라스(glass)을 사용하였다. 모든 시료들은 시험전에 E.O. 가스로 멸균시켰다. 전통적인 방법으로, L929 세포를 배양하였다. 45~50℃의 10ml RPMI-아가 배지를 90 mm 직경 페트리접시에 첨가하였다. 다음 10 ㎖ 의 뉴크랄레 드(Neutral red) 용액을 고형화된 RPMI-아가 배지에 부드럽게 첨가하고 30분간 기다렸다. 염색 용액을 제거하고 세포를 37 ℃, 5% CO₂의 조건에서 인큐베이터에 의해 24시간 배양하였다. 페트리 접시를 백지위에 놓고 탈색된 영역의 크기를 관찰하고 inverted phase contrast micro scope으로 탈색된 부위내에서 세포가 lysis된 비율을 구하였다. 이것을 각각 Zone index 및 Lysis index로 표시하며 4개 시편의 평균을 구하여 이로부터 Response index를 구하였다. (Res ponse index = Zone index / Lysis index)

상기 시험 결과인 복합체 물질의 경화 시간, 압축 강도 및 세포 독성을 하기 표 2에 나타내었다.

[표 2] 복합체 물질의 경화 시간, 압축 강도 및 세포 독성

Sample	Setting time (min)	Compressive strength (MPa)	Cytotoxicity
1	2.6 (±0.42)	2.31(±0.21)	-
2	8.4 (±1.14)	2.30(±0.24)	-
3	12.5 (±1.12)	2.28 (±0.28)	Mildly cytotoxic
4	23.2 (±1.30)	2.25(±0.17)	-
5	12.9 (±0.74)	1.89 (±0.19)	-
6	8.5 (±0.50)	2.34 (±0.12)	-
7	15.2 (±1.48)	4.16 (±0.22)	Mildly cytotoxic
8	18.0 (±1.58)	5.20 (±0.21)	-
9	20.0 (±1.00)	6.47 (±0.36)	-

상기 표 2에서 보여지듯이, 경화 시간은 산성 MCPM의 증가에 따라 증가하였으나,염기성 β-TCP의 비율이 증가함에 따라 감소하였다. 또한, 복합체에서 2-OC의 양이 증가함에 따라 압축 강도가 증가하였으며 NaCl의 양이 증가함에 따라 압축 강도가 감소하였다. 또한, 대부분의 시료에서 무기 재료와 혼합하였을 때 상기 복합 체의 세포독성이 나타나지 않았으며, 단지 β-TCP의 양이 적고, cyanoacrylate가 많이 포함될때 약한 세포독성이 나타났다.

(4) 생활성 및 표면 형태학 관찰

복합체 물질의 생활성(bioactivity)을 평가하기 위해, 10ⅹ10ⅹ1mm의 크기를 갖는 시편을 제작하여 4주 동안 37℃에서 인간 혈장과 유사한 이온 농도를 갖는 20ml 의 무세포(acellular) SBF에 함침시켰다. 상기 SBF는 3중-증류수에 시약 등급 NaCl, NaHCO₃, KCl, K₂HPO·3H₂O, MgCl₂·6H₂O, 1M HCl, CaCl₂, Na₂SO₄ 및 (CH₂OH₃)CNH₂ 를 용해시키고 pH 7.25, 37℃에서 트리스-하이드록시메틸아미노메탄 [(CH₂OH₃)CNH₂] 및 1M 염산(HCl)으로 버퍼링하여 제조하였다. 상기 SBF를 1주일에 2회 새로 교환하였다. SBF에 함침한지 4주후에, 복합체 물질을 24시간동안 건조시켰다. 상기 함침된 물질의 표면 형태학을 주사 전자현미경(SEM)(S2700, Hitachi, Japan)을 사용하여 관찰하였다. 도 3 및 4는 본 발명의 복합체 물질의 표면 형태학을 나타낸다 (샘플 3 및 6) (a) 증류수에 함침후 4주 (b) SBF에 함침후 4주. 4주간 SBF에 침적시킨 결과 본 발명의 복합체의 표면이 거칠해진 것을 관찰할 수 있었는데, 이는 SBF에 용해된 HA가 복합체의 표면에 침전(precipitate)되어 결정을 형성하였기 때문이다. 이로써, 본 발명의 복합체가 생체내에서도 골전도성의 생활성이 있음을 알 수 있다. 또한, 표면이 거칠어서 세포의 부착이 용이하여 세포의 증식과 골 형성이 잘 될 수 있을 것으로 판단되었다.

(5) 다공성(porosity) 검사

내경 15mm, 깊이 1mm의 몰드에 상기 표 1과 같이 혼합한 재료를 채우고 37℃ 수조에서 경화시킨 후, 몰드에서 경화된 재료를 빼서 질량을 측정했다(m₁). 시편을 37℃ 증류수에 24시간동안 침적시킨 후 꺼내서 37℃ vacuum oven에서 건조시키고 시편의 질량이 일정해질때까지 건조와 측정을 반복했다(m₂). 각 시험군당 5개 시편을 측정했다. 그 측정결과를 표 3에 나타내었다. m₁: 경화 후 무게, m₂: 침적, 건조 후 무게, m₁-m₂: 용해된 무게, (m₁-m₂)/m₁: 실제 다공도, A : 재료의 총 무게, B : 물에 녹는 물질(Glycerin+NaCl)의 무게, B/A : 이론 다공도. 상기 실험결과 실제 다공도가 이론 다공도와 유사한 것을 알 수 있다.

[표 3] (단위: g)

Sample	m₁	m₂	m₁- m₂	(m₁-m₂)/m₁	A	B	B/A
3	0.2933	0.1755	0.1178	0.4016	11.8	4.7	0.3983
5	0.2672	0.1459	0.1213	0.4539	12.2	5.7	0.4672
6	0.3013	0.2090	0.0923	0.3063	12.2	3.7	0.3032

이상 설명한 바와 같이, 본 발명에 따르면, 2 페이스트 시스템(2-paste system)을 이용함으로써 시아노아크릴레이트와 무기재료의 혼합시의 중합 속도를 효과적으로 제어할 수 있을 뿐만 아니라, 다공성을 갖는 골대체용 복합재료를 제조할 수 있다. 또한, 본 발명에 따라 제조된 복합재료는 유기 재료 및 무기 재료의 장점들을 극대화할 수 있다. 구체적으로, 시아노아크릴레이트는 형상을 유지시켜 주고 접착성을 가지게 하며, 칼슘포스페이트는 신생 뼈에 대한 골전도성(osteo-conductivity)을 가지고 있다. 따라서, 본 발명에 따른 골대체용 복합재료는 뼈 결함 충진을 위한 골대체재로서 유용할 것으로 기대된다.

도 1은 중합지연제인 MCPA의 양에 따른 본 발명의 복합체의 경화시간(Setting time)의 변화를 나타낸 그래프이다.

도 2는 시아노아크릴레이트(2-OC)의 중량비에 따른 본 발명의 복합체의 압축강도(Compressive stength)의 변화를 나타낸 그래프이다.

도 3은 본 발명의 복합체 물질(샘플 3)의 표면 형태학을 보여주는 SEM 사진이다. (a) 증류수에 함침후 4주 (b) SBF에 함침후 4주.

도 4은 본 발명의 복합체 물질(샘플 6)의 표면 형태학을 보여주는 SEM 사진이다. (a) 증류수에 함침후 4주 (b) SBF에 함침후 4주.

Claims

다음 단계들을 포함하는 골대체용 복합재료의 제조방법:

A) 액상의 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)와 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 낮은 고상의 충전재(filler)를 혼합하여 제1 페이스트를 만드는 단계;

B) 액상의 생체적합성 물질과 상기 시아노아크릴레이트와 반응성이 높은 고상의 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)을 혼합하여 제2 페이스트를 만드는 단계;

C) 상기 제1 페이스트와 제 2 페이스트를 혼합하여 유기재료인 시아노아크릴레이트와 무기재료인 골전도성 무기물질이 혼합된 골대체용 복합재료를 만드는 단계.
제 1항에 있어서, 상기 제1 페이스트의 고상의 충전재(filler)는 디칼슘포스페이트(DCP)인 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 1항에 있어서, 상기 제1 페이스트는 상기 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)의 중합반응을 지연시키기 위한 산성의 중합지연제를 더 혼합하는 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 3항에 있어서, 상기 중합지연제는 산성의 모노칼슘포스페이트(MCP)인 것 을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 1항에 있어서, 상기 제2 페이스트의 액상의 생체적합성 물질은 액상의 글리세린 (glycerin)인 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 1항에 있어서, 상기 제2 페이스트의 골전도성 무기물질(osteoconductive inorganic materials)는 β-트리칼슘포스페이트(β-TCP) 또는 하이드록시아파타이트(HA)인 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 1항에 있어서, 상기 제2 페이스트는 상기 시아노아크릴레이트(cyanoacrylate)의 중합반응을 촉진시키기 위한 물(water)를 더 혼합하는 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 1항에 있어서, 상기 제2 페이스트는 골대체용 복합재료내에 기공(pores)을 형성을 위한 포로젠(porogen)을 더 혼합하는 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.
제 8항에 있어서, 상기 포로젠은 수용성 물질인 염화나트륨(NaCl) 또는 당류(saccharide)인 것을 특징으로 하는 골대체용 복합재료의 제조방법.