KR101701264B1 - 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트 - Google Patents

생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트 Download PDF

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Abstract

본 발명은, 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트에 있어서, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키는 단계와; 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 금속산화막을 물리적 방법 또는 화학적 방법을 이용하여 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계를 포함하는 것을 기술적 요지로 한다. 이에 의해 금속모재의 표면을 양극산화한 후, 양극산화된 표면을 제거시켜 표면에 요철이 형성되며, 이 요철은 박막의 금속산화물층으로 기계적 강도가 높아 양극산화된 표면이 박리되어 생체 내부에서 돌아다니는 것을 방지하는 효과를 얻을 수 있다. 또한 생체이식용 금속을 금속모재로 사용하며, 표면 양극산화를 통해 형성된 요철을 통해 생체에 이식될 때 우수한 생체 친화성, 화학적 적합성 및 기계적 적합성을 가질 수 있다.

Description

생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트 {Metal for transplantation, manufacturing method for metal, implant and stent using the same}
본 발명은 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 금속모재의 표면을 양극산화한 후, 양극산화된 표면을 제거시켜 표면에 요철이 형성되며, 이 요철은 박막의 금속산화물층으로 기계적 강도가 높아 양극산화된 금속산화물이 박리되어 생체 내부에서 유출되는 것을 방지하는 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트에 관한 것이다.
생체이식용 금속은 세라믹스(Ceramics), 고분자(Polymer) 등 다른 재료들에 비해 강도, 피로저항성, 성형가공성이 우수하여 현재까지도 생체의 결손, 훼손 부위의 재생 및 치료의 목적으로 하는 치과, 정형외과 및 성형외과에서 가장 널리 사용되고 있는 생체 재료이다. 이러한 생체이식용 금속은 철(Fe), 크롬(Cr), 니켈(Ni), 스테인레스 스틸(Stainless steel), 코발트 합금(Co alloy), 티타늄(Ti), 티타늄 합금(Ti alloy), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 탄탈럼(Ta), 금(Au), 은(Ag) 등이 있으며, 이들 중 다른 금속재료에 비해 내식성이 우수하고 인체 조직 내에서도 안정한 특성을 보이는 스테인레스 스틸, 티타늄, 티타늄 합금, 금 등이 인체에 가장 널리 사용되고 있다.
이와 같은 생체이식용 금속을 이용하여 제조되는 대표적인 제품으로는 임플란트(Implant)와 스텐트(Stent)가 있다. 임플란트는 기관 장기에 이식할 수 있는 막, 고정 박판, 입체적 또는 공간적 부품 등과 같은 성형된 부품이나, 나사, 핀, 리벳, 압정 등의 고정수단과 같이 치료 중에 조직을 지지하거나 부착시키는 용도, 또는 조직을 다른 조직으로부터 분리시키는 용도에 사용되고 있다. 스텐트의 경우 생체 내에 발생하는 각종 질병에 의해 혈관의 직경이 좁아져 혈액의 순환이 원활하게 일어나지 않는 경우에 그 혈관의 내부에 시술하여 혈관의 직경을 확장하기 위해 사용하는 의료용 기구이다.
이와 같이 생체 내에 삽입되는 임플란트 및 스텐트는 이를 이루는 생체이식용 금속이 다음과 같은 두 가지 조건을 만족해야 한다. 첫째, 생체적합성이 우수해야 한다. 즉, 금속을 생체 지지용 대체물로 사용할 경우 이물반응과 주위 조직에 독성을 유발하지 않아야 한다. 둘째, 다양한 단계에서 분화하는 골 형성 세포 및 신생 골이 이식된 금속 표면과 잘 융합될 수 있는 표면을 가져야 한다. 이와 같은 생체이식용 금속을 만들기 위해 금속의 표면적을 증가시키고 표면형상을 변화시키거나 물리적, 화학적 표면처리를 통해 골 결합력을 향상시키고자 하는 시도가 이루어져 왔다. 대표적으로 골 조직 사이의 유지력 증진을 위해 나사선의 형성, 샌드 블라스팅(Sand blasting) 처리, 전기화학적 산화 등이 행해지고, 내식성이 우수한 피막층 형성과 함께 골과의 결합특성을 개선하기 위하여 양극산화, 플라즈마 용사, 알칼리 처리, 이온 주입 등의 표면처리가 행해지고 있다.
또한, 종래기술 '대한민국특허청 공개특허 제10-2009-0060833호 양극산화법에 의한 임플란트재료 및 그 제조방법', '대한민국특허청 공개특허 제10-2011-0082658호 타이타늄 임플란트의 표면처리 방법 및 그 방법에 의해 제조된 임플란트', '대한민국특허청 공개특허 제10-2012-0101748호 임플란트 표면처리 용액 및 그를 이용한 표면 처리방법 및 그리고 그 방법에 의하여 제조된 임플란트'와 같이 금속을 양극산화 처리하여 표면에 나노 튜브를 형성하고, 이를 통해 금속의 골유착을 촉진시키는 기술이 알려져 있다. 하지만 종래기술과 같이 양극산화를 통해 얻어진 금속모재 상의 금속산화물은 기계적 강도가 약해 생체 내에 삽입되는 동안 금속 표면으로부터 박리되어 생체 내부로 유출될 수 있다. 도 1은 종래의 방법으로 금속 표면을 양극산화한 것을 나타낸 SEM 사진으로 금속 표면에 양극산화 형성된 금속 산화물이 분리되는 것을 확인할 수 있다. 또한 도 2는 금속 산화물이 쉽게 박리되어 내부의 금속이 그대로 드러나는 것을 나타낸 SEM 사진이다. 이와 같이 양극산화된 금속 산화물은 구부러지는 등과 같이 물리적인 힘을 가하면 쉽게 금속표면으로부터 박리되는 것을 알 수 있다. 이 경우 떨어져 나간 양극산화 금속 산화물은 생체 내부로 유출되어 생체에 심각한 영향을 미치게 되는 문제점이 있다.
따라서 본 발명의 목적은 금속모재의 표면을 양극산화한 후, 양극산화된 표면을 제거시켜 표면에 요철이 형성되며, 이 요철은 박막의 금속산화물층으로 기계적 강도가 높아 양극산화된 금속산화물이 박리되어 생체 내부에서 유출되는 것을 방지하는 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트를 제공하는 것이다.
또한 생체이식용 금속을 금속모재로 사용하며, 표면 양극산화를 통해 형성된 요철을 통해 생체에 이식될 때 우수한 생체 친화성, 화학적 적합성 및 기계적 적합성을 가지는 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트를 제공하는 것이다.
상기한 목적은, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키는 단계와; 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 금속산화막을 물리적 방법 또는 화학적 방법을 이용하여 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법에 의해 달성된다.
여기서, 상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에, 상기 금속모재를 열처리하여 상기 금속모재의 표면에 500nm 이하 두께의 박막을 형성하는 단계를 더 포함하는 거나, 상기 금속모재의 표면에 생체적합성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함하거나, 상기 금속모재를 열처리하여 상기 금속모재의 표면에 박막을 형성하는 단계와; 상기 박막의 표면에 생체적합성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함하는 것이 바람직하다.
또한, 상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에, 상기 금속모재의 표면을 친수성 상태로 변화시키는 단계와; 친수성인 상기 금속모재의 요철 내에 약물을 주입하는 단계를 더 포함하는 것이 바람직하다.
상기한 목적은, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속에 의해서도 달성된다.
여기서, 상기 금속모재는, 알루미늄(Al), 티타늄(Ti), 바나듐(V), 철(Fe), 구리(Cu), 아연(Zn), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 주석(Sn), 하프늄(Hf), 탄탈럼(Ta), 텅스텐(W) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다.
상기한 목적은 또한, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트(인공치근, fixture)에 의해서도 달성된다.
상기한 목적은 또한, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 스텐트에 의해서도 달성된다.
상술한 본 발명의 구성에 따르면 금속모재의 표면을 양극산화한 후, 양극산화된 표면을 제거시켜 표면에 요철이 형성되며, 이 요철은 박막의 금속산화물층으로 기계적 강도가 높아, 양극산화된 표면이 박리되어 생체 내부에서 돌아다니는 것을 방지하는 효과를 얻을 수 있다.
또한 생체이식용 금속을 금속모재로 사용하며, 표면 양극산화를 통해 형성된 요철을 통해 생체에 이식될 때 우수한 생체 친화성, 화학적 적합성 및 기계적 적합성을 가질 수 있다.
도 1 및 도 2는 종래기술의 실시예에 따른 양극산화된 금속 산화물의 SEM 사진이고,
도 3은 본 발명의 제1실시예에 따른 생체이식용 금속 제조방법의 순서도이고,
도 4는 금속 제조방법을 나타낸 모식도이고,
도 5는 제2실시예에 따른 생체이식용 금속 제조방법의 순서도이고,
도 6은 제3실시예에 따른 생체이식용 금속 제조방법의 순서도이고,
도 7은 산화티타늄 금속산화막을 제거한 티타늄 표면을 나타낸 SEM사진이고,
도 8은 티타늄을 양극산화한 후 산화티타늄 금속산화막의 하단부를 나타낸 SEM 사진이다.
이하 도면을 참조하여 본 발명의 실시예에 따른 생체이식용 금속, 금속 제조방법, 이를 이용한 임플란트 및 스텐트를 상세히 설명한다.
도 3에 도시된 바와 같이 먼저, 금속모재의 표면 일부에 폴리머 보호층을 형성한다(S1a).
임플란트 또는 스텐트를 형성하기 위한 금속모재를 준비하고, 금속모재의 표면 일부에 양극산화되는 것을 방지하기 위해 폴리머 보호층을 형성한다. 이는 금속모재의 표면 중 양극산화를 원하지 않는 영역이 있을 경우 수행하는 단계로, 금속모재 전면을 양극산화할 때에는 이 단계를 수행하지 않아도 무방하다.
임플란트의 경우 형상에 따라 생체 결합력을 높게 요구하는 영역과, 생체 결합력을 요구하지 않는 영역이 있을 수 있다. 이에 따라 생체 결합력을 높게 요구하는 영역은 양극산화를 수행하며, 생체 결합력을 요구하지 않는 영역 또는 요철이 필요하지 않는 영역은 폴리머 보호층을 형성하여 양극산화가 일어나지 않도록 한다. 스텐트의 경우 스텐트 내부를 통해 혈액이 원활하게 이동할 수 있도록 스텐트 내벽 표면은 매끄러운 것이 바람직한데, 이를 위해 폴리머 보호층을 스텐트 내벽에 형성시켜 내벽이 양극산화가 일어나지 않도록 한다.
여기서 폴리머 보호층은 금속모재에 전기가 인가되더라도 양극산화 반응이 일어나지 않는 PDMS(Polydimethylsiloxane), PMMA(Polymethylmethacrylate), PI(Polyimide), PET(Polyethylene terephthalate), PES(Polyethersulfone), PEN(Polyethylene naphthalate), PS(Polystyrene), PU(Polyurethane), PA(Polyamide), FRP(Fiber reinforced plastic) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것이 바람직하다.
또한 금속모재는 인체에 무해한 생체이식용 금속이면서 양극산화가 가능한 알루미늄(Al), 티타늄(Ti), 바나듐(V), 철(Fe), 구리(Cu), 아연(Zn), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 주석(Sn), 하프늄(Hf), 탄탈럼(Ta), 텅스텐(W) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것이 바람직하다.
금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시킨다(S2a).
표면 일부에 폴리머 보호층이 형성되어 있거나 또는 폴리머 보호층이 존재하지 않는 금속모재(100)를 양극산화하여 표면에 금속산화막(200)을 형성시킨다. 폴리머 보호층이 형성된 금속모재(100)의 경우 폴리머 보호층을 제외한 영역에 양극산화 전해액이 접촉하게 되며, 전해액이 접촉한 영역에 금속산화막(200)이 형성된다. 금속산화막(200)은 도 4에 도시된 바와 같이 표면에 튜브형태로 형성되며, 금속모재(100)와 접촉하는 경계면은 튜브의 하부형상과 같이 반구상의 형태가 된다. 튜브형태에 의해 함몰되는 영역의 크기는 수십 나노 또는 수 마이크로 사이즈의 직경을 가지며, 이러한 직경은 양극산화 조건을 제어함으로써 조절이 가능하다.
금속모재(100) 표면의 폴리머 보호층을 제거한다(S3a).
금속모재(100)의 표면에 양극산화가 완료되면 양극산화가 방지되도록 금속모재(100)의 표면을 보호하고 있던 폴리머 보호층을 제거한다. 폴리머 보호층은 아세톤(Acetone) 등과 같은 세척 용액을 이용하여 간단히 제거할 수 있다. 이와 같은 폴리머 보호층을 제거하는 단계는 양극산화 후 바로 제거하는 것이 바람직하나, 경우에 따라서 생체이식용 금속이 최종으로 제조된 후에 제거하여도 무방하다. 즉, 양극산화가 끝난 후에 행해지든 어느 단계에서든지 본 단계가 이루어져도 무방하다.
금속산화막(200)을 제거하여 금속모재(100) 표면에 요철을 형성시킨다(S4a).
양극산화에 의해 형성된 금속산화막(100)은 생체이식용 금속이 임플란트 또는 스텐트로 제조되어 생체 내에 삽입될 때 또는 삽입된 후, 생체 내에서 생체이식용 금속을 향해 물리적인 힘이 가해지면 도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이 쉽게 박리된다. 도 1 및 도 2는 종래기술과 같이 일반적인 양극산화 방법을 통해 금속 표면을 양극산화한 것으로 외력이 조금만 가해져도 금속산화막이 바로 떨어져 나가는 것을 확인할 수 있다. 따라서 이러한 종래기술을 통해 제조되는 생체이식용 금속을 생체 내에 삽입하게 되면 금속산화막이 박리되고, 박리된 금속산화막은 혈관 내를 돌아다니게 되며 혈액을 타고 다른 장기에 도달하여 생체에 악영향을 끼칠 수 있다. 이러한 문제를 해결하기 위해 금속모재(100) 표면에 금속산화막(200)을 제거한다.
금속모재(100)의 표면에 형성된 금속산화막(200)을 물리적 방법 또는 화학적 방법을 이용하여 제거함에 의해 금속모재(100)의 표면에 요철(300)을 형성시킨다. 여기서 물리적 방법은 초음파 세척기를 이용하여 금속산화막(200)에 초음파를 조사하는 방법이 바람직하며, 화학적 방법은 산 또는 염기 수용액에 금속모재(100)를 침지시켜 금속산화막(200)이 떨어져나가도록 하는 방법이 바람직하나 이러한 방법들에 한정되지는 않는다.
이와 같이 금속모재(100) 표면에 형성된 금속산화막(200)이 제거되면 금속모재(100) 표면에 거의 반구상의 형태를 가지는 요철(300)이 형성되고, 반구상의 요철(300) 내부에 반구상의 요철(300)보다 상대적으로 크기가 작은 나노요철(310)이 형성된 금속모재(100)를 얻을 수 있다.
요철(300)은 10 내지 500nm의 직경으로 형성되는 것이 바람직한데, 요철(300)의 직경이 10nm 미만일 경우 생체 결합력이 높지 않으며, 500nm를 초과할 경우 요철(300)의 직경이 커서 요철끼리 맞물릴 수 있으며 이에 의해 균일한 요철(300)을 얻기 어렵다. 이러한 요철(300)의 직경은 양극산화 시 인가전압의 제어를 통해 제어할 수 있다.
S1 내지 S4 단계를 통해 얻어진 금속모재(100)를 생체이식용 금속으로 사용할 수 있지만, 필요에 따라서 다음과 같은 단계를 추가로 진행할 수도 있다.
열처리하여 금속모재(100) 표면에 박막(400)을 형성한다(S5a).
표면에 요철(300)이 형성된 금속모재(100)를 열처리하여 금속모재(100) 표면에 박막(400)을 형성한다. 여기서 박막(400)은 금속모재(100)의 요철(300)을 따라 형성된 요철을 포함하는 박막 또는 내부에 미세 기공이 형성된 박막(400)을 의미한다. 여기서 박막은 500nm 이하 두께의 박막이 바람직한데, 박막의 두께가 500nm를 초과할 경우 금속모재 표면에 제대로 붙어있지 못하고 박리되는 문제점이 발생하는 경우가 있다.
박막(400)은 요철(300)이 존재하는 금속모재(100) 표면을 결정질 표면으로 변화시켜 친수성, 경도, 강도, 산화막 두께 등의 물리화학적 성질을 제어하는 과정이다. 이러한 박막(400)에는 박막요철(410)이 형성되어 있는데, 박막요철(410)을 형성하기 위한 열처리 온도는 200 내지 1500℃에서 이루어지는 것이 바람직하며 이러한 온도에서 결정질의 박막(400)이 형성된다. 열처리 온도가 200℃ 미만일 경우 비정질의 박막이 형성되어 박막요철의 형상이 가지런하게 정렬되어있지 못하며, 1500℃를 초과할 경우 금속모재(100)의 변형이 일어날 수 있다.
박막(400)에 형성된 박막요철(410)은 요철(300)과 마찬가지로 10 내지 500nm의 직경을 가지는 것이 바람직하다. 박막요철(410)의 직경이 10nm 미만일 경우 생체 결합력이 높지 않으며, 500nm를 초과할 경우 박막요철(410)의 직경이 커서 박막요철(410)끼리 맞물릴 수 있으며 이에 의해 균일한 박막요철(410)을 얻기 어렵다. 이러한 박막요철(410)의 직경은 요철(300)의 직경에 영향을 받거나 양극산화의 조건 제어를 통해 조절할 수 있다. 또한, 박막요철(410)의 표면 자체도 수 나노미터 크기의 미세한 돌기를 가지는 거친 표면이 동시에 형성된다. 이러한 열처리 진행을 통해 보다 경도가 높고 100nm 이상의 두께로 비정질 금속산화물 박막보다 상대적으로 두꺼운 결정질 금속산화물 박막을 형성시켜줌으로 인해 생체 적합성을 높여줄 수 있다.
예를 들어 티타늄(Ti)의 경우 양극산화를 통한 금속산화막(200)이 제거된 후에 자연적으로 표면에 50nm 내외의 비정질 산화티타늄(TiO2) 박막(400)이 형성되는데, 이를 200 내지 1500℃에서 열처리할 경우 약 300℃ 이상에서는 아나타제(Anatase) 결정상이 형성되고, 700℃ 이상에서는 루타일(Rutile) 결정상 금속산화 박막(400)이 형성된다. 경도는 루타일 > 아나타제 > 비정질 순이며, 열처리를 함으로써 박막(400)의 두께를 100nm 이상으로 증가시킬 수 있게 된다. 즉, 열처리를 할수록 박막요철(410)이 형성된 금속 표면의 경도를 높임과 동시에 생체에 적합한 박막(400)의 두께도 증대시키는 효과를 가져올 수 있게 된다.
이와 같은 방법을 통해 제조된 생체이식용 금속을 이용하여 임플란트나 스텐트를 제조하게 될 경우 더 이상의 단계를 진행하지 않고 본 단계를 통해 얻은 임플란트 또는 스텐트를 생체이식용으로 사용할 수 있으나, 약물 방출형 임플란트 또는 스텐트의 경우 다음과 같은 추가 단계를 더 거치게 된다.
박막(400)을 친수성 상태로 변화시킨다(S6a).
박막(400)을 친수성 상태로 변화시키지 않고 소수성 상태에서 소수성 약물을 주입할 경우 이를 포함한 임플란트 또는 스텐트가 생체 내에 삽입되면, 생체와 접촉하는 임플란트 또는 스텐트로부터 소수성 약물이 빠른 시간 내에 한꺼번에 방출된다. 약물이 빠른 시간 내에 방출되면 약물의 방출 농도가 높아져 생체에 해로운 영향을 끼치게 된다. 따라서 약물이 천천히 방출되도록 친수성 약물을 사용하며, 임플란트 또는 스텐트의 표면 역시 친수성 상태가 되는 것이 바람직하다. 금속모재(100)의 표면에 형성된 박막(400)을 친수성 상태로 변화시키는 방법으로는, 박막(400)에 0.1 내지 10J/㎠의 강도를 갖는 UV 램프를 이용하여 1 내지 20m/min의 속도로 300 내지 400nm의 파장을 갖는 UV를 처리하는 것이 바람직하다. UV 처리 이외에도 박막(400)을 친수성 상태로 변화시킬 수 있는 방법이면 제한 없이 사용 가능하다.
친수성인 박막(400)의 박막요철(410) 내에 약물을 주입한다(S7a).
약물의 방출을 지연시키기 위해 박막(400)을 친수성으로 변화시키고, 친수성인 박막요철(410) 내로 약물이 원활히 유입되도록 친수성으로 이루어진 약물을 박막요철(410) 내로 주입한다. 여기서 친수성 약물을 신생 내막세포 증식을 억제하는 친수성 고분자 약물인 것이 바람직하다.
약물은 임플란트 또는 스텐트의 사용 용도에 따라서 다양하게 사용 가능한데, 임플란트의 경우 생체결합력을 증가시키기 위해 비스포스포네이트계 약물을 사용하는 것이 바람직하다. 경우에 따라서 비스포스포네이트계 약물과 항생제를 혼합해서 사용할 수 있으며, 비스포스포네이트계 약물은 생체 내에서 파골세포(Osteoclast)의 생성을 억제하는 것으로, 악성종양과 관련된 고칼슘협증, 골다골증 및 이소성 석회화 증후군의 치료 등에 사용되고 있다. 뿐만 아니라 비스포스포네이트계 약물을 장내 칼슘 이동의 억제, 1,25(OH)2D 생성의 억제, 해당작용의 억제, 세포성장의 억제 및 산성과 알칼리성 포스파티아제의 변화 등 대사성 변화를 일으킨다.
이러한 비스포스포네이트계 약물은 에티드로네이트(Etidronate, 1-Ethane-1-hydroxy-1,1-bisphosphonate), 파미드로네이트(Pamidronate, 3-Amino-1-hydroxy-propylidene bisphosphonate), 알렌드로네이트(Alendronate, 4-Amino-1-hydroxy-butylidene bisphosphonate), 이반드로네이트(Ibandronate, 1-Hydroxy-3-[methyl(pentyl)amino]propane-1,1-diyl bisphosphonate) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다.
또한 항생제의 경우 테트라사이클린(Tetracycline), 반코마이신(Vancomycin), 아목시실린(Anoxicillin), 클라부란산(Clavulanic acid) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다.
제1실시예와 달리 제2실시예의 제조방법은 도 5에 도시된 바와 같이 S1a 내지 S4a 단계까지는 동일하게 이루어지나, 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후의 과정에 있어서는 차이가 있다.
금속모재의 표면 일부에 폴리머 보호층을 형성하는 단계(S1b), 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키는 단계(S2b), 금속모재 표면의 폴리머 보호층을 제거하는 단계(S3b), 금속산화막을 제거하여 금속모재 표면에 요철을 형성시키는 단계(S4b) 이후에, 제2실시예에서는 금속모재의 표면에 생체적합성 재료를 코팅한다(S5b).
생체적합성, 생체결합력, 강도 등을 증가시키기 위하여 금속모재의 표면에 생체적합성 재료를 추가로 코팅한다. 생체적합성 재료를 이용하여 금속모재 표면에 얇게 코팅층을 형성하게 되면, 금속모재의 요철에 의해 코팅층에도 요철이 형성된다.
여기서 생체적합성 재료는 생체적합성 금속, 생체적합성 세라믹, 생체적합성 고분자 등이 될 수 있다. 생체적합성 금속은 철(Fe), 크롬(Cr), 니켈(Ni), 스테인레스 스틸(Stainless steel), 코발트(Co), 티타늄(Ti), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 탄탈럼(Ta), 금(Au), 은(Ag) 및 이의 혼합으로 이루어지는 군으로부터 선택되는 것이 바람직하며, 생체적합성 세라믹은 하이드록시 아파타이트(Hydroxyapatite, HAp), 칼슘 포스페이트계 세라믹스(Biphasic calcium phosphate ceramics), 생체활성 유리(Biactive glass), 지르코니아(ZrO2), 알루미나(Al2O3), 티타니아(TiO2), 탄화규소(SiC), 질화규소(Si3N4) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다. 또한 생체적합성 고분자는 폴리락트산(Polylatic acid, PLA), 폴리글리콜산(Polyglycolic acid, PGA), 폴리락틱코글리콜산(Poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA), 폴리카프로락톤(Poly-e-caprolactone, PCL) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다.
금속모재의 표면에 생체적합성 재료를 코팅하는 방법으로는 전자빔 증착 방법 또는 전해 코팅 방법이 바람직한데, 이 이외에도 코팅이 가능한 방법이면 제한 없이 사용 가능하다.
전자빔 증착 방법은 전자빔 증착장비 내에 위치한 생체적합성 재료에 전자빔을 조사하여 증착모재가 되는 금속모재에 생체적합성 재료를 증착하는 방법으로, 일반적으로 금속을 증착하는 방법으로 사용된다. 이와 같은 방법을 사용할 경우 융점이 높은 금속이라도 용이하게 증착할 수 있으며, 동시에 치밀하고 균일한 코팅을 진행할 수 있다는 장점이 있다.
전자빔은 전자빔 증착 전류가 100 내지 150mA에서 발생할 수 있는데, 만약 100mA 미만일 경우 에너지가 너무 작아서 전자빔이 적게 생성되어 생체적합성 재료가 증착되는 속도가 매우 낮아 공정이 효율적이지 못하다. 또한 150mA를 초과할 경우 생체적합성 재료가 오버플로잉(Over flowing)되어 결과적으로 전자빔 증착장비의 내구성을 저감시킬 수 있다.
또한 전자빔 증착 과정에서 전자빔 증착 속도는 1 내지 1.5Å/s인 것이 바람직한데, 증착 속도가 1Å/s 미만일 경우 증착되는 생체적합성 재료의 양이 너무 적어 공정이 비효율적이며, 1.5Å/s를 초과할 경우 증착되는 생체적합성 재료가 적층될 때 균일성이 저감되는 문제가 생길 수 있다.
생체적합성 재료를 코팅하는 방법 중 또 다른 방법인 전해코팅 방법은, 생체적합성 재료를 포함하는 수용액에 금속모재를 침지한 후 수용액에 전기를 인사하여 생체적합성 재료를 코팅하는 방법이다.
여기서 생체적합성 재료를 포함하는 수용액은, 하이드록시 아파타이트(Hydroxyapatite, HAp) 용액, 칼슘용액, 인산용액 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하다. 여기서 칼슘용액은 칼슘이 이온 형태로 수용액 내에 포함된 용액을 의미하며, 칼슘 포스페이트(Calcium phosphate), 칼슘 아세테이트 모노하이드레이트(Calcium acetate monohydrate, CA), 칼슘 아세테이트 하이드레이트(Calcium acetate hydrate), 칼슘 아세테이트(Calcium acetate) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하나 이에 한정되지는 않는다. 또한 인산용액은 인산이 이온 형태로 수용액 내에 포함된 용액을 의미하며, 글리세로포스페이트 디소듐 염 펜타하이드레이트(Glycerophosphate disodium salt pentahydrate, GP), 글리세롤 포스페이트 칼슘 염(Glycerolphosphate calcium salt), 글리세로포스페이트 디소듐 염 하이드레이트(Glycerophosphate disodium salt hydrate), 글리세롤포스페이트 디소듐 염(Glycerolphosphate disodium salt) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것이 바람직하나 이에 한정되지는 않는다.
수용액은 온도가 25 내지 300℃인 것이 바람직하다. 만약 온도가 25℃ 미만일 경우 전해 이온들의 활성도가 낮아져서 반응속도론(Kinetic) 적으로 불리할 수 있으며, 300℃를 초과할 경우 제조 에너지 투하가 과해지는 문제가 생길 수 있다.
이와 같은 단계를 통해 제2실시예에서는 금속모재 표면에 생체적합성 재료가 코팅된 생체이식용 금속, 임플란트 또는 스텐트를 얻을 수 있으며, 약물 방출형 임플란트 또는 스텐트의 경우 제1실시예의 S6a 및 S7a 단계와 마찬가지로 코팅층을 친수성 상태로 변화시키는 단계(S6b)와 친수성인 코팅층의 요철 내에 약물을 주입하는 단계(S7b)를 추가로 진행할 수 있다.
제3실시예에 따른 제조방법은 도 6에 도시된 바와 같이 금속모재의 표면 일부에 폴리머 보호층을 형성하는 단계(S1c), 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키는 단계(S2c), 금속모재 표면의 폴리머 보호층을 제거하는 단계(S3c), 금속산화막을 제거하여 금속모재 표면에 요철을 형성시키는 단계(S4c)는 제1실시예 및 제2실시예와 동일하게 이루어지나, 이후의 단계는 제1실시예 및 제2실시예를 함께 적용한다는 점에 있어서 차이가 있다.
제3실시예에서는 제1실시예와 마찬가지로 금속모재 표면에 요철을 형성시키는 단계(S4c) 이후에, 열처리하여 금속모재의 표면에 박막을 형성한다(S5c).
표면에 요철이 형성된 금속모재를 열처리하여 금속모재 표면에 박막을 형성한다. 이러한 박막에는 복수의 박막요철이 형성되어 있는데, 박막요철을 형성하기 위한 열처리 온도는 제1실시예와 마찬가지로 200 내지 1500℃에서 이루어지는 것이 바람직하며 이러한 온도에서 결정질의 박막이 형성된다.
박막에 형성된 박막요철은 요철과 마찬가지로 10 내지 500nm의 직경을 가지는 것이 바람직하다. 박막요철의 직경이 10nm 미만일 경우 생체 결합력이 높지 않으며, 500nm를 초과할 경우 박막요철의 직경이 커서 박막요철끼리 맞물릴 수 있으며 이에 의해 균일한 박막요철을 얻기 어렵다. 이러한 박막요철의 직경은 요철의 직경에 영향을 받거나 열처리 온도의 제어를 통해 조절할 수 있다. 또한, 박막요철의 표면 자체도 수 나노미터 크기의 미세한 돌기를 가지는 거친 표면이 동시에 형성된다.
박막 표면에 생체적합성 재료를 코팅한다(S6c).
생체적합성, 생체결합력, 강도 등을 증가시키기 위하여 박막의 표면에 생체적합성 재료를 추가로 코팅한다. 생체적합성 재료를 이용하여 박막 표면에 얇게 코팅층을 형성하게 되면, 박막의 박막요철에 의해 코팅층에도 요철 형상이 형성된다. 여기서 생체적합성 재료는 실시예2에 기재된 재료를 모두 사용 가능하다.
상기와 같이 열처리를 하여 박막을 형성한 후에 생체적합성 재료를 코팅하게 되면 박막에 의해 강도가 세지며, 생체적합성 재료에 의해 강도 및 생체결합력이 증가하게 된다.
이와 같은 단계들을 통해 제3실시예에서는 박막 표면에 생체적합성 재료가 코팅된 생체이식용 금속, 임플란트 또는 스텐트를 얻을 수 있으며, 약물 방출형 임플란트 또는 스텐트의 경우 제1실시예의 S6a 및 S7a 단계와 마찬가지로 코팅층을 친수성 상태로 변화시키는 단계(S7c)와 친수성인 코팅층의 요철 내에 약물을 주입하는 단계(S8c)를 추가로 진행할 수 있다.
이하 본 발명의 실시예를 좀 더 구체적으로 설명한다.
<실시예 1>
임플란트 또는 스텐트 형상을 가지는 티타늄(Ti) 금속으로 이루어진 금속모재를 초음파 세척기에서 에탄올, 아세톤에 차례로 담가 2분씩 세정을 한다. 세정이 끝나면 금속모재를 건조한 후 금속모재 중 양극산화를 원하지 않는 영역에 PDMS(Polymethylsiloxane)를 코팅한다. 그 후 금속모재의 표면을 양극산화하기 위해 티타늄 금속에 스팟 웰딩(Spot-welding)을 하여 전극점을 만들어준다. 이후 전해액에 양극산화 대상인 티타늄 금속모재와, 상대전극인 백금(Pt) 금속을 전해액에 담근다. 여기서 전해질은 에틸렌글리콜(Ethylene glycol)에 0.5wt% NH4F와 3vol% H2O가 첨가된 조성의 전해질을 사용하였고, 전해액의 온도는 상온을 유지한다.
티타늄 금속모재를 양극으로, 불용성 백금 금속을 음극으로 하여 양단에 직류전압을 인가하면 티타늄 금속모재의 표면이 산화티타늄(TiO2)으로 양극산화된다. 이때 직류전압은 30분 동안 60V의 전압을 정전압으로 인가하며, 양극산화된 산화티타늄은 금속모재의 표면에 수 마이크론 이상의 두께를 가지는 나노튜브 구조체인 금속산화막으로 형성된다.
도 7은 양극산화를 통해 얻은 산화티타늄 금속산화막의 하단부를 촬영한 사진으로, 도면에 도시된 바와 같이 나노튜브 구조체가 양호하게 형성된 것을 확인할 수 있다.
양극산화를 마친 금속모재를 아세톤을 이용하여 내벽 표면에 코팅된 PDMS를 제거한다. PDMS가 코팅된 표면은 양극산화가 되지 않고 매끄러운 표면이 그대로 유지된다.
다음은 양극산화를 통해 얻은 산화티타늄 나노튜브 구조체를 티타늄 금속모재로부터 제거하는바, 나노튜브 구조체인 금속산화막을 제거하기 위하여 양극산화된 티타늄 금속모재를 초음파 세척기 하에서 30wt%의 과산화수소(H2O2) 용액에 10분간 침지시킨다. 이와 같은 방법을 통해 티타늄 스텐트 표면에 형성된 산화티타늄 나노튜브 구조체가 제거되고, 그 표면은 도 8에 도시된 바와 같은 요철이 형성된다.
나노튜브 구조체가 제거되어 표면에 요철이 형성된 티타늄 금속모재를 200 내지 1500℃에서 열처리하여 10 내지 500nm 정도의 나노 사이즈 요철인 산화물 요철을 가지는 박막이 형성되는데, 본 실시예에서는 약 400℃의 온도의 소성로에서 열처리하여 약 100nm 정도의 두께인 박막을 가지는 티타늄 금속모재를 형성시켰다.
박막의 박막요철 내에 약물이 주입되도록 박막에 UV를 조사하여 친수성 표면으로 변화시키는 데, UV는 1J/㎠ 강도를 갖는 UV 램프를 이용하여 10m/min 속도로 처리한다. 표면이 친수성 처리된 박막의 박막요철 내로 친수성 약물을 주입하여 최종적으로 생체이식용 금속을 제조하고, 생체이식용 금속은 임플란트 또는 스텐트에 적용된다.
<실시예 2>
임플란트 또는 스텐트 형상을 가지는 티타늄(Ti) 금속으로 이루어진 금속모재를 초음파 세척기에서 에탄올, 아세톤에 차례로 담가 2분씩 세정을 한다. 세정이 끝나면 금속모재를 건조한 후 금속모재 중 양극산화를 원하지 않는 영역에 PDMS(Polymethylsiloxane)를 코팅한다. 그 후 금속모재의 표면을 양극산화하기 위해 티타늄 금속에 스팟 웰딩(Spot-welding)을 하여 전극점을 만들어준다. 이후 전해액에 양극산화 대상인 티타늄 금속모재와, 상대전극인 백금(Pt) 금속을 전해액에 담근다. 여기서 전해질은 에틸렌글리콜(Ethylene glycol)에 0.5wt% NH4F와 3vol% H2O가 첨가된 조성의 전해질을 사용하였고, 전해액의 온도는 상온을 유지한다.
티타늄 금속모재를 양극으로, 불용성 백금 금속을 음극으로 하여 양단에 직류전압을 인가하면 티타늄 금속모재의 표면이 산화티타늄(TiO2)으로 양극산화된다. 이때 직류전압은 30분 동안 60V의 전압을 정전압으로 인가하며, 양극산화된 산화티타늄은 금속모재의 표면에 수 마이크론 이상의 두께를 가지는 나노튜브 구조체인 금속산화막으로 형성된다.
양극산화를 마친 금속모재를 아세톤을 이용하여 내벽 표면에 코팅된 PDMS를 제거한다. PDMS가 코팅된 표면은 양극산화가 되지 않고 매끄러운 표면이 그대로 유지된다.
다음은 양극산화를 통해 얻은 산화티타늄 나노튜브 구조체를 티타늄 금속모재로부터 제거하는바, 나노튜브 구조체인 금속산화막을 제거하기 위하여 양극산화된 티타늄 금속모재를 초음파 세척기 하에서 30wt%의 과산화수소(H2O2) 용액에 10분간 침지시킨다.
나노튜브 구조체가 제거되어 표면에 요철이 형성된 티타늄 금속모재를 진공챔버의 내부 상측에 거치한다. 진공챔버의 하측에는 생체적합성 재료 중 하나인 니오븀(Nb)을 배치하고, 진공챔버 내부의 압력을 약 5×10-7Torr로 유지한다. 니오븀 금속에 조사되는 전자빔을 발생시키기 위하여 전자빔 증착 전류를 100 내지 150mA로 변화시키며 9시간 동안 인가하였다. 이는 1Å/s의 속도로 니오븀 증착이 행해질 때, 시간이 지남에 따라 속도가 떨어져 이를 유지하기 위하여 전류 값을 조절하였다. 이를 통해 금속모재의 표면에는 3㎛ 두께의 생체적합성 재료인 니오븀 층이 형성된다.
본 발명의 생체이식용 금속은, 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키고, 금속모재의 표면에 형성된 금속산화막을 제거함에 의해 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함한다. 또한 임플란트 및 스텐트도 생체이식용 금속과 마찬가지로 금속모재를 양극산화하여 표면에 금속산화막을 형성시키고, 금속모재의 표면에 형성된 금속산화막을 제거함에 의해 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는데, 임플란트 및 스텐트는 각각이 고유한 형상을 가지고 있다는 점에서 차이가 있다.
이와 같은 생체이식용 금속, 임플란트 및 스텐트는 금속모재의 표면을 양극산화한 후, 양극산화된 표면을 제거하기 때문에 양극산화된 표면이 박리되어 생체 내부에서 돌아다니는 것을 방지할 수 있다. 또한 생체이식용 금속을 금속모재로 사용하며, 표면 양극산화를 통해 형성된 요철을 통해 생체에 이식될 때 우수한 생체 친화성, 화학적 적합성 및 기계적 적합성을 가진다는 장점이 있다.
100: 금속모재
200: 금속산화막
300: 요철
310: 나노요철
400: 박막
410: 박막요철

Claims (35)

  1. 금속모재를 양극산화하여 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키는 단계와;
    상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 물리적 방법 또는 화학적 방법을 이용하여 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키는 단계 이전에,
    상기 금속모재의 표면 일부에 양극산화되는 것을 방지하기 위해 폴리머 보호층을 형성하는 단계를 포함하며,
    상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키는 단계 이후에,
    상기 폴리머 보호층을 제거하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  3. 제 2항에 있어서,
    상기 폴리머 보호층은,
    PDMS(Polydimethylsiloxane), PMMA(Polymethylmethacrylate), PI(Polyimide), PET(Polyethylene terephthalate), PES(Polyethersulfone), PEN(Polyethylene naphthalate), PS(Polystyrene), PU(Polyurethane), PA(Polyamide), FRP(Fiber reinforced plastic) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에,
    상기 금속모재를 열처리하여 상기 금속모재의 표면에 500nm 이하 두께의 박막을 형성하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  5. 제 1항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에,
    상기 금속모재의 표면에 생체적합성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  6. 제 1항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에,
    상기 금속모재를 열처리하여 상기 금속모재의 표면에 박막을 형성하는 단계와;
    상기 박막의 표면에 생체적합성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  7. 제 4 및 6항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 열처리는 200 내지 1500℃에서 이루어지는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  8. 제 5 및 6항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 생체적합성 재료를 코팅하는 단계는,
    전자빔 증착 방법 또는 전해 코팅 방법을 이용하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  9. 제 8항에 있어서,
    상기 전자빔 증착 방법은,
    100 내지 150mA의 전류를 통해 전자빔을 발생시키고, 1 내지 1.5Å/s의 속도로 상기 생체적합성 재료를 코팅하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  10. 제 8항에 있어서,
    상기 전해 코팅 방법은,
    상기 생체적합성 재료를 포함하는 수용액에 상기 금속모재를 침지한 후 상기 수용액에 전기를 인가하여 상기 생체적합성 재료를 코팅하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  11. 제 10항에 있어서,
    상기 생체적합성 재료를 포함하는 수용액은,
    하이드록시 아파타이트(Hydroxyapatite, HAp), 칼슘 포스페이트(Calcium phosphate), 칼슘 아세테이트 모노하이드레이트(Calcium acetate monohydrate, CA), 칼슘 아세테이트 하이드레이트(Calcium acetate hydrate), 칼슘 아세테이트(Calcium acetate), 글리세로포스페이트 디소듐 염 펜타하이드레이트(Glycerophosphate disodium salt pentahydrate, GP), 글리세롤 포스페이트 칼슘 염(Glycerolphosphate calcium salt), 글리세로포스페이트 디소듐 염 하이드레이트(Glycerophosphate disodium salt hydrate), 글리세롤포스페이트 디소듐 염(Glycerolphosphate disodium salt) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되어 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  12. 제 5 및 6항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 생체적합성 재료는,
    철(Fe), 크롬(Cr), 니켈(Ni), 스테인레스 스틸(Stainless steel), 코발트(Co), 티타늄(Ti), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 탄탈럼(Ta), 금(Au), 은(Ag), 하이드록시 아파타이트(Hydroxyapatite, HAp), 칼슘 포스페이트계 세라믹스(Biphasic calcium phosphate ceramics), 생체활성 유리(Biactive glass), 지르코니아(ZrO2), 알루미나(Al2O3), 티타니아(TiO2), 탄화규소(SiC), 질화규소(Si3N4), 폴리락트산(Polylatic acid, PLA), 폴리글리콜산(Polyglycolic acid, PGA), 폴리락틱코글리콜산(Poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA), 폴리카프로락톤(Poly-e-caprolactone, PCL) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  13. 제 1항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계 이후에,
    상기 금속모재의 표면을 친수성 상태로 변화시키는 단계와;
    친수성인 상기 금속모재의 요철 내에 약물을 주입하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  14. 제 13항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면을 친수성 상태로 변화시키는 단계는,
    상기 금속모재에 0.1 내지 10J/㎠의 강도를 갖는 UV 램프를 이용하여 1 내지 20m/min의 속도로 UV 처리하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  15. 제 13항에 있어서,
    상기 약물은 친수성 고분자 약물인 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  16. 제 1항에 있어서,
    상기 금속모재의 표면에 요철을 형성시키는 단계에서,
    상기 물리적 방법은 초음파 세척기를 이용하여 상기 나노튜브 구조체 금속산화막에 초음파를 조사하는 방법이며,
    상기 화학적 방법은 산 또는 염기 용액에 침지시키는 방법인 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속 제조방법.
  17. 금속모재를 양극산화하여 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  18. 제 17항에 있어서,
    상기 금속모재는,
    알루미늄(Al), 티타늄(Ti), 바나듐(V), 철(Fe), 구리(Cu), 아연(Zn), 지르코늄(Zr), 니오븀(Nb), 주석(Sn), 하프늄(Hf), 탄탈럼(Ta), 텅스텐(W) 및 이의 혼합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  19. 제 17항에 있어서,
    상기 요철은 10 내지 500nm의 직경으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  20. 제 17항에 있어서,
    상기 요철은 반구상의 형태를 가지는 요철이며, 상기 요철 내부에 반구상의 상기 요철보다 상대적으로 크기가 작은 나노요철이 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  21. 금속모재의 표면에 형성되는 반구상의 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  22. 제 21항에 있어서,
    반구상의 상기 요철은 상기 금속모재의 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시킨 후 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 제거함에 의해 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  23. 제 21항에 있어서,
    상기 요철은 10 내지 500nm의 직경으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  24. 제 21항에 있어서,
    상기 요철은 반구상의 형태를 가지는 요철이며, 상기 요철 내부에 반구상의 상기 요철보다 상대적으로 크기가 작은 나노요철이 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속.
  25. 금속모재를 양극산화하여 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  26. 제 25항에 있어서,
    상기 요철은 10 내지 500nm의 직경으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  27. 제 25항에 있어서,
    상기 요철은 반구상의 형태를 가지는 요철이며, 상기 요철 내부에 반구상의 상기 요철보다 상대적으로 크기가 작은 나노요철이 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  28. 금속모재의 표면에 형성되는 반구상의 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  29. 제 28항에 있어서,
    반구상의 상기 요철은 상기 금속모재의 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시킨 후 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 제거함에 의해 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  30. 제 28항에 있어서,
    상기 요철은 10 내지 500nm의 직경으로 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  31. 제 28항에 있어서,
    상기 요철은 반구상의 형태를 가지는 요철이며, 상기 요철 내부에 반구상의 상기 요철보다 상대적으로 크기가 작은 나노요철이 형성되는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 임플란트.
  32. 금속모재를 양극산화하여 표면에 나노튜브 구조체 금속산화막을 형성시키고, 상기 금속모재의 표면에 형성된 상기 나노튜브 구조체 금속산화막을 제거함에 의해 상기 금속모재의 표면에 형성되는 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 스텐트.
  33. 제 32항에 있어서,
    요철이 형성된 상기 금속모재의 표면은 친수성 상태이며, 친수성인 상기 금속모재의 요철 내에 약물이 주입된 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 스텐트.
  34. 제 33항에 있어서,
    상기 약물은 친수성 고분자 약물인 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 스텐트.
  35. 금속모재의 표면에 형성되는 반구상의 요철을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 금속을 이용한 스텐트.
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