KR20020018696A

KR20020018696A - 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 임플란트

Info

Publication number: KR20020018696A
Application number: KR1020000051923A
Authority: KR
Inventors: 김세원; 김정근; 김종여; 김형건; 신동령; 유영목; 임성빈; 임창준; 고선일; 이성철
Original assignee: 임창준; 김정근; 김세원; 주식회사 오스코텍; 김종여; 김형건; 신동령; 유영목; 임성빈; 고선일; 이성철
Priority date: 2000-09-04
Filing date: 2000-09-04
Publication date: 2002-03-09
Also published as: KR100388074B1

Abstract

본 발명은 칼슘 포스페이트(calcium phoshate)로 초박막 코팅(coating)된 칼슘-인 임플란트(Ca-P implant)에 관한 것으로, 보다 상세하게는 생체 매식용 의료기구인 임플란트를 칼슘 염(calcium salt) 및 포스페이트 염(phosphate salt)을 이용한 과포화 칼슘 포스페이트 용액으로 초박막 코팅하여 임플란트와 코팅층과의 밀착력이 우수하고 생체골과의 골결합력이 높은 칼슘-인 임플란트에 관한 것이다. 본 발명의 칼슘-인 임플란트는 칼슘 포스페이트 초박막 코팅되어 생체 반응성이 뛰어나고 반응 표면적이 넓으며 임플란트와 코팅층과의 밀착력이 우수하고 골결합력(Osseointegration)이 높아 치과수술, 외상, 정형, 악안면 및 하악골 외과수술 및 수의학 외과수술 등에 생체 매식용 의료기구로 유용하게 이용될 수 있다.

Description

칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 임플란트{Implant coated by calcium phosphate thin film}

본 발명은 칼슘 포스페이트로 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트에 관한 것으로, 보다 상세하게는 생체 매식용 의료기구인 임플란트를 칼슘 염 및 포스페이트 염을 이용한 과포화 칼슘 포스페이트 용액으로 초박막 코팅하여 임플란트와 코팅층과의 밀착력이 우수하고 생체골과의 골결합력이 높은 칼슘-인 임플란트에 관한 것이다.

칼슘 포스페이트 결정(calcium phosphate crystal)은 생체 적합성(biocompatibility)이 있는 것으로 알려져 있다. 그 중에도 인회석 결정(apatite crystal)은 유일하게 생체 석회화 조직에 존재하는 것으로서(Kim, H. M.et al., J. Bone-Miner. Res., 10, 1589-1601, 1995; 미국 특허 제 5,565,502호; 및 미국 특허 제 5,691,397호), 골이식 대체재로 이용되어 왔다. 또한, 인회석 결정은 금속 등으로 만들어진 생체 재료의 표면에 인회석 결정 막을 형성시키고 조직과 접촉시켜 조직의 적합성을 높이기 위해서 사용되거나 이를 위한 고체 입자로도 널리 사용되어 왔다(Greesink, R. G. T.et al., Clin. Orthop. Relat. Res.,261, 39-58, 1990; Dunn, M. G. and Maxian, S. H., J.Long Term Effect. Med. Implants,1, 193-203, 1992).

칼슘 이온, 포스페이트 이온 및 히드록시 이온으로 구성되어 있는 순수한 수산화 인회석 결정은 긴 막대기같은 구조가 배열되어 있는 화학량론적인(Stoichio-metric) 결정으로서 결정도가 높다. 반면, 골 또는 석회화 연골 조직(calcified cartilage)으로부터 분리된 생체결정(biocrystal)은 비화학량론적인(nonstoichio-metric) 인회석으로서 결정도가 낮다(Elliott, J. C.et al., Studies in Inorganic Chemistry,18, 111-190, 1994). 생체결정은 크기가 매우 작은 얇은판(thin plate) 구조의 나노크리스탈(nanocrystal)(골의 경우 27.3 X 15.8 nm, 석회화 연골조직의 경우 103 X 68 nm; 길이 X 넓이)로서, 반응 표면적(specific surface)이 매우 넓기 때문에 생체결정 표면의 반응성이 높아 대사 활성(metabolic activity)을 나타낸다(Kim, H. M.et al., J. Bone-Miner. Res., 10, 1589-1601, 1995; Posner A. S.et al., Skeletal Research: An Experimental Approach, Academic Press: New York, 167-192, 1979).

상기와 같은 생체결정과 유사한 나노크리스탈 결정을 가진 막에 대한 연구결과 칼슘 포스페이트 초박막이 개발되었는데, 상기 칼슘 포스페이트 초박막은 온도를 낮추거나, 이에 더하여 선택적으로 적절한 완충 시스템을 선택함으로써 수용액 내에서 칼슘 포스페이트 결정의 침전 반응을 억제시켜 제조된 고농도의 칼슘 이온 및 포스페이트 이온의 과포화 용액을 이용하여 짧은 시간내에 형성된 나노크리스탈 결정을 가진 초박막으로 생체 반응성이 우수하고 결정도가 낮아 품질이 뛰어난 생체 적합성 초박막이다(한국 특허: 제 98-38553호).

한편, 임플란트는 생체내에 매식되어 소기의 기능을 발휘하는 생체 매식용 의료기구로 생체조직에 대하여 매우 안정적인 생체 친화 재료를 사용하여 부작용이 없고 화학 및 생화학적 반응을 유발하지 않도록 제조되어야 하며, 생체내에 매식된 후 골과 임플란트 사이에 연조직이 개입되지 않고 완전한 골로만 채워짐으로써 골과 결합하는 골결합력이 높아야 한다. 또한, 임플란트는 반복되는 하중 및 순간적인 압력의 부과에도 변형되거나 파괴되지 않아야 하므로 기계적 강도가 매우 높은소재로 제조되어야 한다.

상기와 같은 조건을 만족시키기 위하여, 임플란트의 적절한 소재로서 다양한 금속 및 합금이 개발되었다. 그러나, 금속 임플란트를 생체내에 이식한 후 장기간 체내에 넣어두면 체내의 조직액 또는 체액에 의해 금속 임플란트의 금속이온이 용출되고, 생체내에서 금속 임플란트가 조직체와 접촉하거나 마찰하여 금속 임플란트의 금속이온이 용출되는데, 이러한 금속이온의 용출로 인하여 임플란트가 부식되고 생체의 대식세포(macrophage)가 반응하며 염증성 세포 또는 거대세포가 유발된다. 상기와 같은 이유로, 금속 임플란트는 생체재료로서 갖추어야 할 조건인 생체 친화성(Biocompatibility), 화학적 적합성(Chemicalcompatibility) 및 기계적 적합성(Mechanical compatibility)등을 만족시킬 수 없다는 문제점이 대두되었다. 따라서, 이러한 문제점을 해결하기 위하여, 여러 종류의 바이오 세라믹스 등이 개발되었으나, 대부분의 세라믹스는 충격에 약하고 가공이 어렵기 때문에 단독으로 임플란트 제조에 이용될 수 없다.

임플란트 재료 중 현재 가장 많이 사용되고 있는 재료는 생체 적합성이 있는 티타늄(Ti) 금속 및 티타늄 합금이다. 티타늄은 가공이 용이할 뿐만 아니라 다른 금속에 비해 상대적으로 가벼우며 다른 금속과의 합금으로 제조되거나 적절한 처리과정을 거치면 강도가 향상될 수 있다.

최근에는 티타늄 소재 임플란트의 표면을 생체 친화성 인산 칼슘(calcium phosphates)계 세라믹스인 수산화 아파타이트(hydroxyapatite : 이하 "HA"라 약칭함)로 코팅하여 임플란트의 금속이온 용출을 방지함과 동시에 생체 친화성 및 기계적 강도를 갖는 임플란트가 개발되어 정형외과 또는 치과분야에 응용되고 있다. HA를 임플란트에 코팅하는 방법으로 플라즈마 용사법(plasma spraying)이 가장 많이 이용되는데, 상기 플라즈마 분사법은 비교적 고용점을 가지는 세라믹 재료 코팅에 주로 사용되어 다량의 코팅작업을 한번에 간편하게 수행하는 방법으로 플라스마 플레임(flame)으로 HA 분말을 녹여 임플란트에 분사함으로써 HA 막을 형성시킨다.

HA 세라믹스의 우수한 생체 친화력으로 인하여 HA로 코팅된 임플란트는 골과 빠르게 적응하고 임플란트 주위 골과의 밀착력이 높다. 또한, HA 임플란트는 치료기간이 단축되고 정확한 시술이 필요하지 않으며 장기간 사용될 때 금속 임플란트에서 발생할 수 있는 생리학적 및 면역학적 안정성 등의 문제점이 유발되지 않는다. 따라서, HA 세라믹 코팅된 복합 금속 임플란트가 이용되면 의사와 환자에게 있을 수 있는 문제점들을 동시에 해결할 수 있을 것으로 기대되었다.

그러나, HA 임플란트는 코팅공정 동안 HA 분말이 고온에 노출되어 화학적으로 균일하지 않는 HA 코팅층이 형성되고 생체내에서 장기간이 경과되면 분해(degradation) 또는 흡수(resorption)된다. 또한, HA로 코팅된 기존 임플란트의 HA 코팅층은 임플란트와의 밀착력이 6.7 ± 1.5 MPa 정도에 불과하여 정형외과 또는 치과에서 요구되는 강하고 치밀한 코팅층을 가진 임플란트로 이용하기에는 적합하지 못하다.

상술한 바와 같이, HA로 코팅된 기존의 임플란트는 그 코팅층의 결정 균일성이 낮고 금속 임플란트와의 밀착력이 약하며 생체내에서 분해 또는 흡수되는 등의 문제점이 있는 것으로 보고되고 있다. 즉, 기존 임플란트의 HA 코팅층과 골과의밀착력은 좋으나 HA 코팅층이 생체내에서 용해되어 금속 임플란트 표면으로부터 HA 코팅 층이 떨어져 나옴으로써 분리되는 현상이 나타나는 문제점을 가지고 있다. 이러한 HA 코팅층은 생체내에서 파골세포에 의해 흡수되지 않으므로 골개조를 유도시킬수 없어 임플란트는 새로운 신생골과 격리된다. 따라서, 기존의 HA 임플란트는 우수한 초기 반응성을 가지고 있으나 장기간 동안 임상에 적용하기에는 부적절함이 밝혀져있다.

이에, 본 발명자들은 금속 임플란트와 밀착력이 강하고 결정이 균일한 박막 코팅층을 금속 임플란트에 형성하는 방법을 개발하기 위하여 노력한 결과, 칼슘 염 및 포스페이트 염을 이용한 과포화 칼슘 포스페이트 용액으로 금속 임플란트를 초박막 코팅하여 생체 적합성이 우수한 칼슘-인 임플란트를 개발하고 상기 칼슘-인 임플란트의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅층이 빠르게 신생골 형성을 유도함을 확인함으로써 본 발명을 완성하였다.

본 발명의 목적은 금속 임플란트 표면에 생체 적합성 및 신생골 형성능력이 우수하며 생체골과의 골결합력이 뛰어난 임플란트를 제공하는 것이다.

도 1은 본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트의 표면을 현미경으로 관찰한 사진이고,

도 2는 코팅하지 않은 임플란트의 표면을 현미경으로 관찰한 사진이고,

도 3은 본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트의 하단 표면사진이고,

도 4는 본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트의 상단 표면사진이고,

도 5는 본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트의 표면사진이다.

상기의 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 금속 임플란트에 칼슘 염 및 포스페이트 염을 이용한 과포화 칼슘 포스페이트 용액으로 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트를 제공한다.

본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트는 치과, 외상, 정형, 악안면 및 하악골 외과수술 및 외과수술 등에 생체 매식용 의료기구로 사용될 수 있다.

본 발명에서 이용한 임플란트의 소재는 티타늄으로 가공이 간편하고 다른 금속에 비하여 상대적으로 가벼우며 다른 금속과의 합금으로 제조되거나 적절한 처리과정을 거치면 기계적 강도가 매우 향상된다. 특히, 공기 중이나 수중에서 매우 치밀하고 재형성능력이 뛰어난 부동태 산화막을 형성하여 매우 큰 부식저항성을 갖으며, 골내에 매식되었을 때 골과 골유찰(osteointergration)이라는 밀접한 결합을 갖는 큰 장점을 가지고 있어 현재 임플란트의 소재로 가장 많이 사용되어지고 있다.

본 발명자들은 상기 티타늄 임플란트에 하기와 같은 방법으로 칼슘 포스페이트 초박막 코팅을 실시하였다.

먼저, 본 발명자들의 기존 특허출원(한국 특허 제 10-1999-038528호)에 기재된 방법에 따라 과포화 칼슘 포스페이트 용액을 제조한 후 이를 이용하여 치과용 티타늄 임플란트에 초박막 코팅을 수행하였다.

본 발명에서 이용한 칼슘 포스페이트 초박막 코팅방법은

1) 칼슘 포스페이트 결정 또는 칼슘 염과 포스페이트 염을 산 용액에 용해시킨 후 고농도의 칼슘 이온과 포스페이트 이온 용액을 제조하는 단계(단계 1);

2) 상기 고농도의 칼슘 이온과 포스페이트 이온 용액을 낮은 온도에서 알카리 용액과 혼합하여 혼합액을 제조하는 단계(단계 2);

3) 상기 혼합액으로부터 침전 반응(nucleation) 및 결정 성장의 핵으로 작용할 수 있는 무형(amorhpous) 칼슘 포스페이트 과립(particle) 또는 결정을 제거하여 칼슘 포스페이트 초박막 코팅 용액을 제조하는 단계(단계 3); 및

4) 상기 칼슘 포스페이트 초박막 코팅 용액을 임플란트에 적용하여 칼슘 포스페이트 초박막을 형성시키는 단계(단계 4)로 이루어진다.

단계 1을 구체적으로 설명하면, 과포화 칼슘 포스페이트 용액의 제조를 위해 어떠한 종류의 칼슘 염과 포스페이트 염이라도 모두 사용할 수 있다. 또한, 본 발명에서는 어떤 종류의 칼슘 포스페이트 결정이라도 모두 사용할 수 있다. 본 발명에서 사용되는 칼슘 포스페이트 결정은 당업계에 공지된 인공 합성 방법에 의해 얻어지는 것일 수 있다. 예를 들면, C. Rey 등의 문헌(Calcif.Tissue Int., 45, 157-164, 1989; Calcif.Tissue Int., 46, 157-164, 1990)에 공지된 바와 같이, Ca(NO₃)₂·4H₂O을 증류수에 녹인 용액과 (NH₄)2HPO₄과 암모니아수를 증류수에 녹인 용액을 급속히 혼합하여 여과하고 냉동 건조시키거나 CaCl₂·2H₂O와 KH₂PO₄를 사용하여 인회석을 얻을 수도 있다.

또한, 본 발명에 사용되는 인회석 결정은 뼈조직에서 분리할 수도 있다(Kim, H.M.et al., J. Bone Miner. Res., 10, 1589-1601, 1995). 인공 합성된 칼슘 포스페이트 결정을 이용하는 경우는, 용액 내에 포함되는 이온의 종류를 칼슘 이온,포스페이트 이온, 탄산 이온 등 결정을 구성하는 이온만으로 제한시킬 수 있다는 장점이 있다. 또한, 석회화 조직을 산 용액으로 탈회하여 제조된 용액을 즉시 단계 2에 사용할 수도 있다. 상기 칼슘 포스페이트 결정을 용해시키기 위해 사용되는 산 용액은 어떤 종류의 산을 사용하여 제조해도 무방하다. 예를들면, N-[2-히드록시에틸]피페라진-N'-[2-에탄설폰산] (N-[2-hydroxyethyl]piperazine-N'-[2'-ethanesulfonic acid]), N-트리스-[히드록시메틸]메틸-2-아미노에탄설폰산(N-tris-[hydroxymethyl]methyl-2-aminoethanesulfonic acid), 1,4-피페라진디에탄설폰산

(1,4-piperazinediethanesulfonic acid), (3-N-모르포리노)프로판설폰산((2-N-morpholino)propanesulfonic acid), 아세트산과 같은 통상적인 유기산, HCl, HBr, HI, H₂SO₄, H₃PO₄, HNO₃, H₂CO₃와 같은 무기산 또는 이들의 혼합물을 사용할 수 있다. 바람직하기로는 HCl과 N-[2-히드록시에틸]피페라진-N'-[2-에탄설폰산]을 사용하는 것이 바람직하다. 칼슘 포스페이트 결정은 알칼리 용액과 혼합된 용액 상태에서 결정 침전물의 형성이 가능한 농도 이상으로 용해시킨다.

단계 2를 구체적으로 설명하면, 낮은 온도로 인하여 용액내 칼슘 포스페이트의 동종 핵형성(homogeneous nucleation)이 억제되고, 이로 인하여 자유 이온이 손실되지 않으므로 이후 칼슘 포스페이트 박막의 형성에 사용될 수 있다. 또한, 적절한 완충 시스템을 사용함으로써 이러한 억제 효과를 더욱 증진시킬 수 있다.

단계 3을 구체적으로 설명하면, 무형 칼슘 포스페이트 과립의 석출을 위하여, 알칼리 용액을 칼슘 포스페이트가 용해되어 있는 산 용액에 첨가한다. 이때,용액내 칼슘 포스페이트의 침전 반응을 억제하여 자유 이온을 고농도로 유지시키기 위해서는 두 용액의 온도 및 반응 온도를 낮게 유지시켜야 한다. 바람직하기로는 온도를 0∼37℃로 하는 것이 바람직하다.

상기 알칼리 용액을 제조하기 위해서는 NaOH, KOH, LiOH, Ca(OH)₂, Mg(OH)₂, NH₄OH와 같은 통상적인 무기 염기, 트리스[히드록실메틸]아미노메탄(tirs[hydroxy-

methyl]aminomethane), 비스[2-히드록시에틸]이미노트리스[히드로메틸]메탄(bis[2-

hydroxyethyl]aminotris[hydroxymethyl]methane), 1,3-비스[트리스 (히드록시메틸)메틸아미노]프로판(1,3-bis[tris(hydroxymethyl)methylamino]propane)과 같은 유기 염기 또는 이들의 혼합물을 사용할 수 있다. 이 때, 유기 염기는 원하는 pH 범위에 따라 각 염기의 완충 허용 범위를 고려하여 선택한다. 또한, 과포화 칼슘 포스페이트 이온 용액의 제조가 가능한 경계가 되는 온도는, 무기 염기를 사용할 때보다 유기 염기를 사용할 때 더 높다.

또한, 알칼리 용액은 전체 혼합 용액의 pH가 6.0∼8.0이 되도록 첨가하고, 더욱 바람직하게는 pH 7.0∼7.6이 되도록 첨가한다. 칼슘 포스페이트 결정은 pH에 따라서 형성되는 결정학적 특성이 달라진다. 따라서, pH를 조절함으로써 원하는 종류의 결정을 얻을 수 있다. 디칼슘 포스페이트 이수화물 결정(dicalcium phosphate dihydrate crystal)을 제조하기 위한 이온의 과포화 용액은 pH를 6.0∼6.5로, 옥타칼슘 포스페이트 결정(octacalcium phosphate crystal)을 제조하기 위해서는 pH를 6.5∼6.8로, 생체재료로서 널리 쓰이고 있는 인회석 결정 막을제조하기 위해서는 pH를 6.8∼8.0으로 조절한다.

상기 용액을 사용하여 균일한 표면을 갖는 인회석 막을 형성하기 위해서는 용액내에 생성된 무형 칼슘 포스페이트 과립을 제거해야 한다. 알칼리 용액으로 중화시킨 용액에 포함된 무형 칼슘 포스페이트 과립은 통상적으로 사용되는 여과법이나 원심 분리법으로 제거된다. 필터를 사용하는 여과법을 실행하면, 용액 중의 세균(microbe)을 동시에 제거할 수 있기 때문에 후에 별도로 멸균하지 않아도 되는 장점이 있다.

본 발명에서 이용되는 과포화 칼슘 포스페이트 용액의 이온 농도는 반응 조건에 따라 이온적이 6.0∼30.0 mM²[Ca²⁺]x[HPO₄ ^2-]이다. 상기 과포화 칼슘 포스페이트 용액에서 이온 농도는 동종 핵형성(homogeneous nucleation)에 의해 침전물을 형성할 수 있을 정도로 높으나, 제조 단계에서 온도를 낮춤으로써 침전물 또는 결정의 형성이 억제된다. 그러나, 과포화 칼슘 포스페이트 용액을 고체 표면과 접촉시키면 이러한 핵형성 억제 작용에 영향을 받지 않는 이형 핵형성(heterogenous nucleation)에 의해 표면에 결정이 형성되고 부착되어 성장할 수 있다. 본 발명에서 이용한 칼슘 포스페이트 용액내 자유 이온의 농도는 매우 높기 때문에 낮은 온도에서도 이형 핵형성에 의해 쉽게 결정을 형성될 수 있으며, 전하량이 작은 표면 상태에서와 같이 높은 에너지가 필요한 조건에서 조차도 이형 핵형성에 의해 결정이 쉽게 형성될 수 있다.

단계 4를 구체적으로 설명하면, 박막 형성시 온도는 0∼60℃로 하는 것이 바람직하다. 더욱 바람직하기로는, 고체 표면 위에 결정이 형성되는 초기 단계에는 온도를 0∼37℃로 하고, 이후 이 결정을 증식 및 성숙시키는 단계에는 0∼60℃로 하는 것이 좋다. 또한, 결정이 형성되는 초기 단계의 반응시간은 1 내지 6 일이고 결정을 증식 및 성숙시키는 단계의 반응시간은 5 내지 24 시간이 바람직하나 이용되는 임플란트의 소재에 따라 상기 반응시간이 달라질 수 있다.

상술한 칼슘 포스페이트 초박막 코팅방법으로 임플란트 표면에 형성된 칼슘 포스페이트 초박막은 두께가 20 내지 50 nm이고 결정의 크기가 균일하며 안정된 구조를 가지고 있는 인회석 결정 박막으로서 생체내 골 인회석과 유사한 낮은 결정도를 가지고 있어 생체 반응성이 뛰어나고 결정 크기가 극도로 작아서 반응 표면적이 넓기 때문에 인회석 결정의 표면 반응성이 높아져 세포 또는 유기 환경하에서 상호작용이 가능하다(도 1참조). 따라서, 본 발명의 칼슘-인 임플란트는 상기와 같은 특징을 가진 칼슘 포스페이트 초박막으로 코팅되어 우수한 생체 적합성을 가지고 있다.

본 발명자들은 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 본 발명의 칼슘-인 임플란트를 생체내에 이식한 후 생체골과의 골결합력을 분석한 결과, 본 발명의 칼슘-인 임플란트가 생체내에서 주변골과의 결합력이 우수함을 알 수 있었다. 또한, 생체내의 조직 반응을 확인한 결과, 기존의 코팅하지 않은 임플란트에 비해 상당히 우수한 임플란트-골 계면을 얻을 수 있었는데, 이는 코팅된 칼슘 포스페이트가 골조직내의 조골세포 및 전구 세포를 임플란트 표면으로 끌어들어 골형성을 유도하는 능력이 있음을 알 수 있음을 의미한다. 아울러, 본 발명자들은 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 본 발명의 칼슘-인 임플란트 표면이 코팅하지 않은 임플란트 표면에 비하여 상당히 균일함을 확인한 후 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 임프란트 픽스쳐(Fixture) 하단부분, 상단부분 및 전체의 표면사진을 얻었다(도 1내지도 5참조).

이하, 본 발명을 실시예에 의해 상세히 설명한다.

단, 하기 실시예는 본 발명을 예시하는 것일 뿐, 본 발명의 내용이 하기 실시예에 한정되는 것은 아니다.

<실시예 1> 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 임플란트의 제조

<1-1> 과포화 칼슘 포스페이트 용액의 제조

치과용 티타늄 임플란트에 칼슘 포스페이트 초박막 코팅을 하기 위하여, 본 발명자들은 하기와 같은 과포화 칼슘 포스페이트 용액을 제조하였다.

Ca(NO₃)₂·4H₂O 17.7 mg을 증류수 250 ㎖에 용해시킨 칼슘 이온 용액과 (NH₄)₂·HPO₄40 mg과 암모니아수 1 ㎖을 증류수 500 ㎖에 용해시킨 포스페이트 이온 용액을 급속히 혼합하여 여과한 후 냉동건조시켜 인회석 결정을 합성하였다. 인회석 결정 400 mg을 0.2 M HCl 40 ㎖에 용해시켜 칼슘 이온과 포스페이트 이온을 포함하는 산성 이온 용액을 제조하였다. 상기 산성 이온 용액을 0.2 M HCl 용액으로 희석하여 칼슘 포스페이트의 농도가 15%인 용액을 제조한 후 이 용액을 0.2 N NaOH 용액과 혼합하고 교반하여 pH 7.4의 이온 용액을 제조하였다. 상기에서 모든 용액의 온도는 4℃로 유지하였다. 이 때, 무형 칼슘 포스페이트가 급속히 형성되었으나, 온도를 낮추었기 때문에 무형 칼슘 포스페이트 과립의 형성에 참여하지 않은 자유 이온이 남았으며, 석출된 결정의 양은 서서히 감소하여 평형을 이루었다. 상기 이온 용액을 4℃에서 10 분간 방치한 후 0.2 ㎛ 필터를 이용하여 생성된 무형 칼슘 포스페이트를 제거하여 중화 이온 완충용액(neutralized ionic buffer solution)을 제조하였다.

상기 완충용액에 대하여 원자 흡수 스펙트럼법(Atomic Absorption Spectrophotometry, Perkin Elmer, USA)과 비색검출법(colorimetric method, Bartlett, G.D.et al., J. Biol.Chem.,234, 466-468, 1959 )으로 측정한 결과, 이온 농도적이 15 내지 20 mM²[Ca²⁺]X[HPO₄ ^2-]로서 과포화 용액이 제조된 것을 확인할 수 있었다. 이렇게 얻어진 과포화 용액은 사용하기 전까지 4℃에서 보관하였다.

<1-2> 칼슘 포스페이트 초박막 코팅

실시예 <1-1>에서 제조된 과포화 용액을 이용하여 치과용 티타늄 임플란트에 칼슘 포스페이트 초박막 코팅을 수행하였다.

먼저, 치과용 티타늄 임플란트인 MAT 임플란트(machined surface Avana-typetitanium, AVANA. Co.)를 한번에 20 개 정도의 임플란트를 코팅할 수 있도록 제작된 용기에 넣고 150 내지 200 ㎖의 상기 과포화 용액을 첨가한 후 이를 8℃로 유지되는 항온조에서 1 내지 6 일 동안 코팅시켰다. 이 후 온도를 37℃까지 올리고, 이 온도에서 5 내지 24 시간 더 코팅하였다. 코팅하는 전과정은 무균실(cleen room)에서 저온상태를 유지하면서 실시되었고 코팅이 종결된 후 증류수를 이용하여 1 회 이상 반복 세척하고 무균대(cleanbench) 내에서 1 시간 이상 건조한 다음 (주)그린피아에서 방사선(γ-ray)으로 멸균하였다.

상기와 같이 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 치과용 임플란트의 픽스쳐(Fixture) 하단부분, 상단부분 및 전체의 표면사진을 얻었다(도 3내지도 5). 또한, 본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 임플란트와 코팅되지 않은 임플란트를 주사 전자 현미경(SEM: 840A, JEOL, 일본) 하에서 관찰하고 표면을 10,000 배로 확대한 SEM 사진을 얻었다. 상기 SEM 사진에서 알 수 있는 바와 같이, 칼슘 포스페이트 초박막을 코팅하지 않은 임플란트의 표면은 결정의 크기가 크고 균일하지 않았으며 반응 표면적이 좁았다(도 2). 반면, 본 발명의 칼슘-인 임플란트에 코팅된 칼슘 포스페이트 초박막은 결정의 크기가 극도로 작고 균일하여 반응 표면적이 넓으면서 안정된 구조를 가지고 있었다(도 1).

<실험예 1> 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트의 생체내 골결합력 측정

칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 본 발명의 칼슘-인 임플란트의 골결합력을기존 임플란트의 골결합력과 비교하기 위하여, 본 발명자들은 실시예 <1-2>에서 제조된 칼슘-인 임플란트와 기존 MAT 임플란트를 생체 매식용 의료기구로 이용하여 생체내에서 임플란트와 생체골과의 골결합력을 측정하였다.

먼저, 실험에 사용한 동물은 전신적으로 건강한 생후 13 개월 내지 16 개월 된 체중 15 kg 내외의 비글 개(beagle dog)에 자일라진 하이드로클로라이드(Xyla-

zine hydrochloride, rompun , BAYER) 1.2 내지 1.4 ㎖(1 ㎖ = 23.5 ㎎)를 주입하고 케타민 하이드로클로라이드(Ketamine hydrochloride, 유한양행) 1.0 내지 1.2 ㎖(1 ㎖ = 50 ㎎)를 근주한 후 기관내 삽관(내경 7.0 mm)하였다. 상기 실험동물의 전지정맥에 안지오케테터(Angiocatheter)를 삽입하였고 인공호흡기로 산화질소-산소-엔플루란(N2O-O2-Enflurane) 1.0 내지 1.5%를 기관내 튜브를 통해서 흡입시키면서 환기조절(일회 호흡량: 150-200 ㎖, 횟수: 14-15 회/분)을 하였으며, 근이완제는 투여하지 않았다. 상기와 같이 환기조절된 실험동물에 100 내지 200 ㎖/시간 속도로 하트만씨 용액을 주입함으로써 수액을 공급하였고, 간헐적으로 겨드랑이에서 심박수를 측정하여 55 내지 60 회/분임을 확인하였다. 또한, 상기 실험동물 중 수술할 때 급작스런 움직임이 있을시는 키오펜탈(thiopental) 25 mg 또는 케타민(Ketamine) 50 mg을 정맥주사하였다.

상기와 같은 방법으로 준비된 8 마리 비글 개의 오른쪽 대퇴골에는 실시예 <1-2>의 칼슘-인 임플란트(4.0 mm X 8.5 mm, 지름 X 길이)를 표준화된 수술방법으로 마리당 2 개씩 식립하고 왼쪽 대퇴골에는 기존의 MAT 임플란트(4.0 mm X 8.5 mm, 지름 X 길이)를 식립하여 8 마리 비글 개에 총 32 개의 임플란트를 식립하였다.

임플란트를 식립한지 28 일, 56 일, 84 일 및 168 일 후에 비글 개 2 마리를 각각 전신 마취한 후 토오크 드라이버(torque driver, Tohnici FTD2-S, Tokyo, Japan)를 이용하여 임플란트와 생체골과의 골결합력을 측정하였다. 그 결과, 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 본 발명의 임플란트는 기존의 임플란트보다 골결합력이 우수한 생체 적합성 생체 매식용 의료기구임을 확인하였다.

<실험예 2> 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트와 생체조직과의 조직학적 및 조직계측학적 반응 검사

실시예 <1-2>에서 제조된 칼슘-인 임플란트와 생체조직과의 조직학적 및 조직계측학적 반응을 측정하기 위하여, 본 발명자들은 하기와 같은 실험을 실시하였다.

상기 실험예 1과 동일한 외과적 수술과 임플란트 매식술을 시술한지 3 일, 7 일, 14 일, 28 일 및 168 일 후에 각각 비글 개를 1 마리씩 전신 마취하여 희생시킨 후 표본을 제작하여 조직학적 반응을 검사하고 연조직의 개입없이 임플란트에 골조직이 융합되는 양상을 조직계측학적 검사(bone-to metal contact)로 확인하였다.

먼저, 조직표본을 확보하기 위하여 임플란트를 포함한 골편을 채취한 후 10% 중성 완충 포르말린(formalin)으로 고정하여 조직시편을 제작하고 24 시간 간격으로 알콜농도(70%, 80%, 95%, 95%, 100%, 100% 및 순수 100% 알콜)를 점차적으로 높여가면서 상기 조직시편을 탈수하였다. 100% 알콜과 아세톤을 2:1, 1:1 및 1:2 비율로 교환하여 상기 탈수된 조직을 치환시키고 스퍼 레진(Spurr resin, 제조사 기재)을 제조사의 지시법에 따라 제조한 후 아세톤과 스퍼 레진을 2:1, 1:1, 1:2의 비율로 교환하여 탈수된 조직에 침투시켰으며, 이 때 100% 스퍼 레진을 24 시간 간격으로 2 회 교환하였다. 상기와 같이 침윤된 조직을 포매될 주형에 위치시키고 실온에서 24 시간 동안 중합시킨 후 70℃ 전열기에서 8 시간 동안 중합시켰다. 임플란트의 장축방향을 따라 주형에서 분리한 조직시편을 대퇴골의 내외측 방향으로 저속회전 다이아몬드 톱(low speed diamond saw, Excell, Extec, USA)을 사용하여 150 ㎛ 두께로 절단하였다. 상기 절단된 조직시편을 플라스틱 슬라이드에 부착시키고 여러 단계의 연마 시스템(grinding system)을 이용하여 최종 두께가 약 20∼30 ㎛가 되도록 가능한 얇게 연마한 후 조직학적 분석을 위해 토루이딘 블루(toluidine blue)로 염색하였다.

상기 염색된 조직시편을 광학현미경으로 관찰하여 골내 매식된 임플란트와 골계면과의 유착정도를 비교하였고 임플란트와 숙주골간의 신생골 형성과 유착상태를 관찰하였으며, 임플란트 표면에서의 골유착 정도를 조직형태학적으로 계측하였다. 이 때, 조직형태 계측은 표본을 CCD 카메라가 부착된 현미경을 사용하여 컴퓨터에 입력하고 화상분석 프로그램(Imagepro-Plus V. 3.02)을 이용하여 백분율로 계산하였다.

그 결과, 본 발명의 칼슘-인 임플란트는 기존의 MAT 임플란트에 비하여 골계면과의 유착정도가 높았고 임플란트와 숙주골간의 신생골 형성능력 및 유착상태가향상되어 있었으며, 임플란트 표면에서의 골유착 정도 역시 증가되어 있었다.

따라서, 본 발명의 칼슘-인 임플란트는 골유착능력 및 신생골 형성능력이 우수하여 생체 매식용 의료기구로 유용하게 이용될 수 있음을 확인하였다.

본 발명의 칼슘 포스페이트 초박막 코팅된 칼슘-인 임플란트는 생체 반응성이 우수하고 반응 표면적이 넓으며 균일한 결정을 가지는 칼슘 포스페이트로 초박막(20 내지 50 nm) 코팅되어 임플란트에 주변골이 신속히 적응하고 코팅층과 임플란트와의 밀착력이 우수하고 생체골과의 골결합력이 높아 치과수술, 외상, 정형, 악안면 및 하악골 외과수술 및 수의학 외과수술 등에 생체 매식용 의료기구로 유용하게 이용될 수 있다.

Claims

칼슘 포스페이트로 초박막(calcium phosphate thin film) 코팅(coating)된 칼슘-인 임플란트(Ca-P implant).
제 1항에 있어서, 칼슘 포스페이트 초박막은 20 내지 50 nm의 두께인 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 1항에 있어서,

1) 칼슘 포스페이트 결정 또는 칼슘 염과 포스페이트 염을 산 용액에 용해시킨 후 고농도의 칼슘 이온과 포스페이트 이온 용액을 제조하는 단계(단계 1);

2) 상기 고농도의 칼슘 이온과 포스페이트 이온 용액을 낮은 온도에서 알카리(alkali) 용액과 혼합하여 혼합액을 제조하는 단계(단계 2);

3) 상기 혼합액으로부터 침전 반응(nucleation) 및 결정 성장의 핵으로 작용할 수 있는 무형(amorhpous) 칼슘 포스페이트 과립(particle) 또는 결정을 제거하여 칼슘 포스페이트 초박막 코팅 용액을 제조하는 단계(단계 3); 및

4) 임플란트에 상기 칼슘 포스페이트 초박막 코팅 용액을 적용하여 임플란트 표면에 칼슘 포스페이트 초박막을 형성시키는 단계(단계 4)로 이루어지는 방법에의해 제조되는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 3항에 있어서, 산 용액과 알카리 용액의 온도 및 단계 2의 반응온도는 0 내지 37℃인 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 3항에 있어서, 단계 1의 산 용액은 HCl, HBr, HI, H₂SO₄, HNO₃및 H₂CO₃으로 이루어진 군에서 선택되는 무기산, N-[2-히드록시에틸]피페라진

-N'-[2-에탄설폰산](N-[2-hydroxyethyl]piperazine-N'-[2'-ethanesulfonic acid]), N-트리스-[히드록시메틸]메틸-2-아미노에탄설폰산(N-tris-[hydroxymethyl]methyl-2-aminoethanesulfonic acid), 1,4-피페라진디에탄설폰산(1,4-piperazinediethane-sulfonic acid), (3-N-모르포리노)프로판설폰산((2-N-morpholino)propanesulfonic acid) 및 아세트산으로 구성되는 군에서 선택되는 유기산 또는 그들의 혼합물을 사용하는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 3항에 있어서, 단계 2의 알칼리 용액은 NaOH, KOH, LiOH, Ca(OH)₂, Mg(OH)₂, NH₄OH으로 구성되는 군에서 선택되는 무기 염기, 트리스[히드록실메틸]아미노메탄(tirs[hydroxy-methyl]aminomethane), 비스[2-히드록시에틸]이미노트리스[히드로메틸]메탄(bis[2-hydroxyethyl]aminotris[hydroxymethyl]methane), 1,3-비스

[트리스(히드록시메틸)메틸아미노]프로판(1,3-bis[tris(hydroxymethyl)methylamino

]propane)으로 구성되는 군에서 선택되는 유기 염기 또는 그들의 혼합물을 사용하는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 3항에 있어서, 단계 2에서 알칼리 용액을 첨가하여 용액의 pH를 6.0 내지 8.0으로 하는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 3항에 있어서, 단계 3에서 무형 칼슘 포스페이트 과립 또는 결정은 다공성 필터를 사용하는 필터법 또는 원심분리법으로 제거하는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.
제 1항에 있어서, 골결손 조직을 치유하기 위한 생체 매식용 의료기구로서의 칼슘-인 임플란트.
제 4항에 있어서, 생체 매식용 의료기구는 치과수술, 외상, 정형, 악안면 및 하악골 외과수술 및 수의학 외과수술 등에 사용하는 것을 특징으로 하는 칼슘-인 임플란트.