KR20050052705A - 생체이식용 세라믹 다공체 및 그 제조방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 수산화아파타이트와 접촉하여 상기 수산화아파타이트를 열분해시키는 특성을 가지는 생체적합성 세라믹 다공체 기재, 상기 세라믹 기재 상에 형성되는 불화아파타이트 내부층, 및 상기 불화아파타이트 내부층 상에 형성되는 수산화아파타이트 외부층을 포함하는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공한다. 본 발명은 FA 중간층의 개재에 의하여, ZrO₂와 HA 간의 열적 반응을 방지함으로써 HA의 생체적합성, 생체친화성 및 생체활성을 이용하면서 동시에 지르코니아와 같은 기계적 특성이 우수한 세라믹 다공체 기재의 기계적 특성을 가지는 생체이식용 재료를 제공할 수 있다. 또한 본 발명은 적합한 크기의 기공 및 기공율을 갖춤으로써 생체 내에 이식될 때 뼈유도 및 뼈형성을 촉진할 수 있는 생체이식용 재료를 제공할 수 있다.

Description

생체이식용 세라믹 다공체 및 그 제조방법{Porous Bioceramics for Bone Scaffold and Method for Manufacturing the Same}

본 발명은 생체이식용 세라믹 다공체 및 그 제조방법에 관한 것으로서, 특히 생체적합성 세라믹 다공체 기재 상에 수산화아파타이트층을 형성함으로써 높은 기계적 특성과 아울러 우수한 생체적합성, 생체친화성 및 생체활성을 가지는 생체이식용 세라믹 다공체 및 그 제조방법에 관한 것이다.

수산화아파타이트(Hydroxyapatite; HA)는 인체의 뼈, 치아 등의 경조직(hard tissue)과 결정학적으로 그리고 화학적으로 매우 유사한 특성을 가지고 있으므로, 생체 내에 이식될 경우 생체조직과 유해반응을 일으키지 않고, 주변조직과 자연스럽게 결합한다. 실제로, 수산화아파타이트는 이의 에나멜질의 95% 이상을 차지하고, 뼈는 섬유성 단백질인 콜라겐과 약 65%의 수산화아파타이트의 복합체이다. 이러한 우수한 생체활성으로 인하여, 수산화아파타이트는 손상된 치아 및 뼈를 대체할 수 있는 재료로서 주목을 받아왔다. 그러나 수산화아파타이트는 기계적 강도 및 파괴인성(fracture toughness) 등의 기계적 물성이 좋지 않다는 단점을 가지고 있어 인공치아 또는 힙 조인트 등과 같이 높은 기계적 강도 또는 파괴인성이 요구되는 생체 경조직용 재료로는 부적합하다. 그것은 단지 귓속뼈 등과 같이 높은 기계적 강도가 요구되지 않는 부위에 제한적으로 사용될 뿐이다.

이러한 수산화아파타이트의 낮은 기계적 물성을 보완하기 위하여, 재료의 복합화가 시도되어 왔다. 즉, 높은 기계적 물성을 가지는 금속 또는 다른 세라믹을 수산화아파타이트와 복합화함으로써 수산화아파타이트의 기계적 물성을 보완하면서 수산화아파타이트의 생체친화성 및 생체활성을 이용하고자 하였다. 그러나 수산화아파타이트와 금속 또는 다른 세라믹의 복합체를 제조하는 과정의 열처리 시에 수산화아파타이트의 금속 또는 세라믹과의 접촉에 기인하여 아파타이트의 탈수 및 분해가 발생한다. 이 과정에서 원하지 않는 인산삼칼슘(tricalcium phosphate), 인산사칼슘(tetracalcium phosphate), 칼슘산화물(calcium oxide) 등과 같은 새로운 상들이 형성되며, 이로 인하여 수산화아파타이트의 생체적 및 기계적 물성이 크게 나빠지게 된다. 따라서 수산화아파타이트의 금속 또는 세라믹과의 접촉으로 인한 이러한 수산화아파타이트의 열화를 방지할 수단이 요구되어 왔다.

이러한 수산화아파타이트의 열화를 방지하는 수단으로서, 대한민국 특허 공개번호 제2000-18897호(공개일: 2000년 4월 6일)는 기계적 강도가 뛰어난 티타늄 또는 그의 합금 상에 전자빔 증착법을 사용하여 수산화아파타이트를 증착하는 수산화아파타이트 박막 코팅방법을 개시하고 있다. 이 방법은 저온, 특히 실온 이하의 온도에서도 수행될 수 있어 열처리에 의한 수산화아파타이트의 열화를 피하고 있다.

다른 수단으로서, 대한민국 특허 공개 제2000-2933호(공개일: 2000년 1월 15일)는 표면에 알루미나 전구체가 코팅된 지르코니아 분말을 아파타이트 분말과 혼합한 후 소결함으로써 지르코니아와 아파타이트 사이에 알루미나 장벽층이 개재된 생체이식용 세라믹 소결 복합체를 제조하는 방법을 개시하고 있다. 이 방법은 지르코니아에 비하여 소결 도중 수산화아파타이트를 β-삼인산칼슘으로 전이시키는 경향이 작은 알루미나를 장벽층으로 지르코니아와 수산화아파타이트 사이에 개재시킴으로써 복합체의 파괴 인성을 향상시키고 있다.

본 발명의 목적은 수산화아파타이트의 생체적합성 및 생체활성을 열화시킴이 없이 높은 기계적 특성들을 가지는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하는 것이다.

또한 본 발명의 목적은 적합한 기공의 크기 및 기공율을 가지면서 생체 내에 적용가능한 기계적 특성을 가지고 있어 넓은 비표면적으로 인하여 빠른 조직반응 및 뼈 형성을 촉진할 수 있는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하는 것이다.

또한 본 발명의 목적은 수산화아파타이트가 세라믹 다공체 기재에 충분한 접착력으로 밀착되어 있어 수산화아파타이트의 부서짐, 잔해 및 층분리가 발생하지 않는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하는 것이다.

또한 본 발명의 목적은 기공의 존재로 인하여 수산화아파타이트 코팅층과 세라믹 다공체 기재 간의 열적 차이로 기인하는 문제가 발생하지 않는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하는 것이다.

또한 본 발명의 목적은 생체 내에서의 용출속도 및 생체적 특성의 조절이 가능한 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하는 것이다. 이러한 용출속도 및 생체적 특성의 조절은 수산화아파타이트와 불화아파타이트의 층의 두께의 조절, 수산화아파타이트와 다른 인산칼슘계 생체활성 재료의 복합화 또는 수산화아파타이트 층과는 별도로 다른 인산칼슘계 생체활성 재료 층의 형성에 의하여 달성될 수 있다.

또한 본 발명의 목적은 상기한 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법을 제공하는 것이다. 본 발명의 방법에 의하면, 세라믹 다공체의 기공율을 적절하게 조절할 수 있다.

또한 본 발명의 다른 목적들 및 이점들은 아래에서 서술된 발명의 상세한 설명에 의하여 보다 분명하게 이해될 것이다.

본 발명은 생체이식용 세라믹 다공체를 제공한다. 본 발명의 생체이식용 세라믹 다공체는 수산화아파타이트와 접촉하여 상기 수산화아파타이트를 열분해시키는 특성을 가지는 생체적합성 세라믹 다공체 기재, 상기 세라믹 기재 상에 형성되는 불화아파타이트 내부층, 및 상기 불화아파타이트 내부층 상에 형성되는 수산화아파타이트 외부층을 포함한다.

본 발명의 생체이식용 세라믹 다공체에서, 상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재의 기공의 평균 크기는 100 마이크론 이상이고 상기 기공들은 서로 연결되어 있는 것이 바람직하다. 상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재는 바람직하게는, 지르코니아, 보다 바람직하게는 이트리아(Y₂O₃)로 안정화된 지르코니아이고, 바람직하게는, 92~74%의 기공율을 가지며, 1.6~35 MPa의 압축강도를 가진다. 또한 상기 세라믹 다공체 기재에 대한 수산화아파타이트/불화아파타이트 이중층의 접착강도는 약 20~30 MPa인 것이 바람직하다.

또한, 상기 수산화아파타이트 외부층은 수산화아파타이트 및 다른 인산칼슘계 생체활성 재료들의 혼합에 의하여 다중상으로 형성된 것일 수 있다. 또한 본 발명의 생체이식용 세라믹 다공체는 상기 수산화아파타이트 외부층 상에 다른 인산칼슘계 생체활성 재료에 의하여 형성되는 코팅층을 더 포함할 수 있다.

본 발명은 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법을 제공한다. 본 발명의 방법은 수산화아파타이트와 접촉하여 상기 수산화아파타이트를 열분해시키는 특성을 가지는 생체적합성 세라믹 다공체 기재를 형성하는 단계, 상기 세라믹 다공체 기재 상에 불화아파타이트 내부층을 형성하는 단계, 및 상기 불화아파타이트 내부층 상에 수산화아파타이트 외부층을 형성하는 단계를 포함한다.

본 발명의 방법에서, 상기 세라믹 다공체 기재를 형성하는 단계는 다공성 고분자 주형(porous polymer template)을 세라믹 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계, 및 상기 세라믹 슬러리가 함침된 다공성 고분자 주형을 열처리하여 상기 고분자 주형을 태우고 상기 세라믹 소결체를 얻는 단계를 포함하는 것이 바람직하다. 이 때, 상기 함침 및 건조 단계를 반복함으로써 상기 세라믹 다공체 기재의 기공율을 조절하는 단계를 더 포함할 수 있다.

또한, 상기 불화아파타이트 내부층의 형성단계는 형성된 상기 세라믹 다공체 기재를 불화아파타이트 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계 및 상기 형성된 불화아파타이트 내부층을 열처리하는 단계를 포함하는 것이 바람직하다. 또한, 상기 수산화아파타이트 외부층의 형성단계는 상기 불화아파타이트 내부층이 코팅된 상기 세라믹 다공체 기재를 수산화아파타이트 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계 및 상기 형성된 수산화아파타이트 외부층을 열처리하는 단계를 포함하는 것이 바람직하다.

또한, 상기 수산화아파타이트 외부층은 수산화아파타이트 및 다른 인산칼슘계 생체활성 재료들의 혼합에 의하여 다중상으로 형성되는 것일 수 있다. 또한 본 발명의 방법은 상기 수산화아파타이트 외부층 상에 다른 인산칼슘계 생체활성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함할 수 있다.

이하에서는 본 발명을 도면들을 참조하여 보다 상세하게 설명한다.

본 발명의 생체이식용 세라믹 다공체는 도 1에 도시된 바와 같이, 세라믹 다공체 기재 상에 불화아파타이트 내부층 및 수산화아파타이트 외부층을 차례로 코팅하여 형성된다. 도 1에서는 불화아파타이트 내부층 및 수산화아파타이트 외부층이 세라믹 다공체 기재의 일 면 상에만 코팅된 것으로 도시되어 있으나, 실제로 세라믹 다공체 기재의 모든 면 상에 전체적으로 코팅되는 것이 바람직하다. 본 발명의 세라믹 다공체는 비표면적이 넓은 다공성 골격구조를 가지고 있기 때문에 생체 내로 이식될 때 빠른 조직반응 및 뼈형성을 촉진시킬 수 있다.

본 발명에서 사용되는 세라믹 다공체 기재의 재료는 우수한 기계적 강도 및 파괴인성을 가지는 것이어야 하며, 생체 속에서 아무런 문제를 일으키지 않는 생체적합성 세라믹 재료이어야 한다. 이러한 재료는 지르코니아, 알루미나, 타이나니아를 포함할 수 있으며, 바람직하게는, 지르코니아, 특히 이트리아(Y₂O₃)로 안정화된 지르코니아이다. 도 2에 도시된 바와 같이, 본 발명에서 사용되는 세라믹 다공체 기재는 채널 내로의 뼈유도를 위한 기하학적 골격구조를 갖추어야 하는데, 기공들은 서로 연결되어야 하고, 최소한 50 마이크론 이상의 크기, 바람직하게는 최소한 100 마이크론 이상의 크기를 가져야 한다. 기공의 크기가 너무 작거나 기공이 막혀있는 경우에는 빠른 뼈 형성을 유도할 수 없게 된다. 본 발명에서 사용되는 세라믹 다공체 기재는 생체의 적용 부위에 따라서, 바람직하게, 95~65%의 기공율, 더욱 바람직하게, 92~74%의 기공율을 가지며, 바람직하게, 0.5~100 MPa의 압축강도, 더욱 바람직하게, 1.6~35 MPa의 압축강도를 가질 수 있다.

본 발명은 수산화아파타이트의 뛰어난 생체적합성, 생체친화성 및 생체활성을 이용하면서 충분한 기계적 특성을 가지는 생체이식용 세라믹 다공체를 제공하기 위하여, 기계적 특성이 우수한 세라믹 다공체 기재 상에 수산화아파타이트(Hydroxyapatite; HA, 이하 HA라 함)를 코팅한다. 그러나 HA를 예를 들어, 지르코니아 기재 상에 곧바로 코팅하는 경우에는, 고온, 예를 들어, 약 1150℃의 열처리 시에 지르코니아와의 접촉에 의하여 HA는 심각하게 분해된다. 실제로, 지르코니아 기재 상에 코팅된 HA는 다음과 같은 반응에 의하여 β- 또는 α-TCP 및 CaZrO₃로 분해된다.

Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂+ t-ZrO₂ = 3Ca₃(PO ₄)₂ + c-ZrO₂/CaZrO₃+ H₂O (1)

HA와 지르코니아의 계면에서의 TCP의 생성은 심각한 문제를 야기할 수 있다. 왜냐하면 TCP는 체액에서 HA보다 매우 빠르게 용해되기 때문이다. 이것은 지르코니아 기재로부터 HA 코팅층의 탈리를 야기시킬 수 있다.

본 발명에서는 이러한 HA의 열적 분해를 방지하기 위하여, 불화아파타이트(Fluorapatite; FA, 이하 FA라 함)를 세라믹 다공체 기재와 HA층 사이의 중간층으로 이용한다. 즉, 세라믹 다공체 기재 상에 먼저 FA를 코팅하여 FA 내부층을 형성한 후 FA 내부층 상에 HA를 코팅하여 HA 외부층을 형성한다. FA는 HA에 비하여 열적 그리고 화학적 안정성이 뛰어나다. 본 발명은 이러한 FA의 열적 그리고 화학적 특성에 착안하여 지르코니아 기재와 HA층 간의 열적 반응을 방지할 수 있는 가능성에 대하여 검토하였다. 도 5에서 보는 바와 같이, 지르코니아 기재 상에 차례로 FA 및 HA층들이 코팅된 본 발명의 세라믹 다공체는 1250℃의 고온에서 열처리하더라도 지르코니아와 FA가 화학적 반응을 일으키지 않을 뿐만 아니라 지르코니아와 HA도 화학적 반응을 일으키지 않는다. 이로서, FA층은 지르코니아 기재와 HA 외부층 간의 열적 화학적 반응을 방지할 수 있는 중간층으로서 유용하게 사용될 수 있음이 확인되었다.

불화아파타이트는 아래 식(2)과 같은 방법으로 제조한다.

3Ca₃(PO₄)₂+ CaF₂ = Ca₁₀(PO₄)₆ F₂ (2)

FA는 그 자체로서 생체학적 장점을 가지고 있다. FA는 상기한 열적 안정성 이외에도 생체 내에서 불화이온 자체의 효과 또한 기대할 수 있는데, 뼈의 용출 저지로 인한 치석제거 효과(prevention of caries decay) 및 결정성 증진 등 뼈의 형성에서 중요한 역할을 하는 것으로 알려져 있다.

본 발명의 생체이식용 세라믹 다공체를 제조함에 있어서, 세라믹 다공체 기재는 폴리머 주형을 이용하는 방법, 솔-젤법을 이용하는 방법, 압출성형법 및 산호 이용법에 의하여 제조될 수 있다. 폴리머 주형을 이용하는 방법은 예를 들어, 폴리우레탄 스폰지를 세라믹 슬러리에 함침시키고 건조한 후 스폰지를 태워 없애는 방법으로, 기공율과 기공 크기의 제어가 용이하다. 이 기술의 초점은 세라믹 슬러리 제조와 열처리 부분에 있다. 솔-젤법은 세라믹 솔을 제조하고 젤화과정에서 다공성을 얻는 방법으로 저온에서 수행할 수 있는 장점이 있지만, 기공의 형상이 불규칙적이다. 압출성형법은 이차원 배열의 기공 분포 및 기공율의 조절이 용이한 반면에 제조과정이 복잡하다. 산호이용법은 산호를 태워 유기물을 날려보내고 잔류한 무기물의 다공성을 이용하는 방법이다. 이러한 방법들 중에서 기공율과 기공 크기 제어의 용이성 및 제조공정의 간단성을 감안할 때, 폴리머 주형을 이용하는 방법이 본 발명에서 가장 적합하다.

폴리머 주형을 이용하는 방법에 의한 세라믹 다공체 기재의 제조는 먼저 다공성 폴리머 주형(porous polymer template)을 세라믹 슬러리에 함침시킨 후 건조하는 단계를 포함한다. 이 때, 세라믹 슬러리는 물 또는 알코올과 같은 유기용매 또는 이들의 혼합용매 하에서 세라믹 분말, 분산제 및 결합제를 혼합하여 제조될 수 있다. 분산제는 통상적으로 슬러리 제조 시에 사용되는 것이며, 트리에틸포스페이트(triethyl phosphate; TEP)를 포함할 수 있다. 결합제는 통상적으로 세라믹 분말의 결합을 위하여 사용되는 것이며, 폴리비닐부틸(polyvinylbutyl; PVB)을 포함할 수 있다.

이러한 함침-건조 단계는 여러번 반복될 수 있다. 함침-건조 단계의 시행 횟수에 의하여 제조되는 세라믹 다공체 기재의 기공율 및 압축강도를 조절할 수 있다. 도 3에서 보는 바와 같이, 함침-건조의 시행 횟수에 따라 이트리아로 안정화된 지르코니아 기재의 기공율은 92%(1회)에서 74%(5회)로 낮아진다. 또한 이러한 기공율을 가질 때, 지르코니아 기재는 1.6~35 MPa의 압축강도를 가진다. 동일한 기공율에 대하여 HA는 0.3~5 MPa의 압축강도를 가진다. 본 발명이 적당한 크기의 기공을 가진 다공성 세라믹에 의하여 빠른 뼈 유도 및 뼈 성장을 달성하기 위한 것이고 또한 기계적 강도는 생체 내의 적용 부위에 따라 적합하게 선택될 수 있음을 감안하면, 함침-건조의 시행횟수, 함침조건 등의 조절에 의하여 기공율을 95~65%의 범위로 그리고 압축강도를 0.5~100 MPa의 범위로 조절할 수 있을 것이며, 이러한 범위는 본 발명의 목적을 달성할 수 있는 것으로 여겨지며, 적용부위에 따라 선택될 수 있을 것이다.

함침-건조 단계 후에는 세라믹 슬러리가 함침된 다공성 폴리머 주형을 열처리하여 폴리머 주형을 태움으로써 세라믹 소결체를 얻는다. 이러한 열처리에 의하여 폴리머 주형 뿐만 아니라 슬러리 제조를 위하여 사용된 결합제 및/또는 분산제도 산화되어 제거된다. 열처리는 600℃ 이상의 고온에서 수행되는 것이 보통이며, 바람직하게, 800℃의 온도에서 폴리머 주형 및 결합제를 태우고 1400℃의 온도에서 세라믹을 소결시키는 두 단계로 수행될 수 있다.

본 발명에서는FA 및 HA 층은 이들의 분말로부터 제조한 슬러리를 세라믹 다공체 기재 상에 코팅함으로써 형성되는 것이 바람직하다. 세라믹 코팅층의 형성방법에는 여러 가지가 있을 수 있으나, 본 발명에서 사용하는 슬러리 코팅방법은 다음과 같은 이점이 있다. 즉, 코팅기술이 쉽고 장비가 간편하여 경제성이 우수하고, 복잡한 형태에 코팅이 용이하며, 비교적 두꺼운 코팅층 제조에 용이하고, 코팅층의 두께를 쉽게 조절할 수 있으며, 코팅층의 재료를 다양하게 조절할 수 있다. 이러한 일반적인 이점들 이외에 본 발명에서의 특유한 이점으로서, 세라믹 다공체 기재의 다공성 골격이 그대로는 아니라 하더라도 코팅층에 복제될 수 있어 본 발명의 목적인 생체 적용 시에 빠른 뼈유도 및 뼈 성장을 더욱 촉진할 수 있는 구조를 가지게 해주는 이점이 있으며, FA층/HA층의 두께비를 조절함으로써 생체 내에서의 용출속도 및 생체적 특성을 조절할 수 있는 이점이 있고, 또한 HA층을 HA와 다른 인산칼슘계 생체활성 재료를 혼합한 다중상으로 형성함으로써 생체 내에서의 용출속도 및 생체적 특성을 조절할 수 있는 이점이 있다.

FA 내부층의 형성은 세라믹 다공체 기재를 FA 슬러리에 함침시키고 건조시킨 후 열처리함에 의하여 달성될 수 있다. FA 슬러리는 상기와 같은 방법으로 제조될 수 있다. 그리고 위 과정을 반복함으로써 보다 균일한 두께의 FA 내부층을 형성할 수 있을 뿐만 아니라 두께의 조절이 가능하다.

HA 외부층의 형성도 FA 내부층의 형성과 같은 방식으로 달성될 수 있다. HA 및 FA의 열처리는 1300℃ 부근 또는 그 이상의 온도에서 수행하는 경우, 아파타이트, 특히 수산화아파타이트의 열적 분해반응이 발생하는 것으로 알려져 있으므로, 그 보다 낮은 온도에서 수행되어야 한다. 바람직하게는, 예를 들어, 800℃의 온도에서 결합제를 태워 없앤 후, 1200℃ 또는 1250℃ 정도의 온도에서 FA 및 HA를 소결시킨다.

또한, 전술한 바와 같이, HA층은 HA와 다른 인산칼슘계 생체활성 재료를 혼합한 다중상으로 형성할 수 있다. 또한 HA층 상에 다른 인산칼슘계 생체활성 재료로 코팅된 층을 형성할 수 있다. 이러한 다른 인산칼슘계 생체활성 재료의 부가 또는 층의 형성은 생체 내에서의 용출속도 및 생체적 특성을 조절할 수 있는 이점을 제공한다.

이하에서는 본 발명에 따른 실시예들을 제시한다. 이러한 실시예들은 본 발명의 구체적인 예를 제시하는 것일 뿐이므로, 본 발명의 범위가 이것들에 한정되는 것으로 이해되어서는 안되며, 다양한 다른 변형 및 변경들이 가능할 수 있음이 고려되어야 할 것이다.

실시예

세라믹 다공체 기재의 제조

세라믹 다공체 기재를 위한 출발 물질로서, 상업적으로 시판되는 ZrO₂ 분말(3 mol% Y₂O₃, Cerac Inc., WI, USA)을 사용하여 슬러리 혼합물을 준비하였다. 100 g의 지르코니아 분말을 6 g의 트리에틸포스페이트(TEP; (C₂H₅)₃PO₄ , Aldrich, USA)가 분산된 150 ml 증류수에서 24시간 동안 격렬하게 교반시켰다. 결합제로서, 6 g의 폴리비닐부틸(PVB, Aldrich, USA)을 다른 비이커에서 용해시킨 후, 이것을 세라믹 슬러리에 첨가하고 추가적으로 24시간 동안 교반하였다. 폴리우레탄 다공성 주형(스폰지)(45 ppi, Customs Foam Systems Ltd., Canada)을 다공성 골격을 제조하기 위하여 적당한 크기로 잘랐다. 준비된 스폰지를 슬러리에 담그고 계속하여 에어건(air gus)으로 공기를 주입시켜서 기공들의 막힘이 없이 다공성 골격 전체에 걸쳐서 균일하게 슬러리를 분산시켰다. 그런 후 스폰지를 80℃에서 10분 동안 건조시켰다. 이러한 함침-건조 단계들을 4회 반복하였다. 이어서 스폰지를 80℃의 오븐에서 12시간 동안 건조시켰다. 그렇게 하여 얻어진 다공체를 2℃/분의 가열속도로 800℃까지 상승시키고 그 온도에서 5시간 동안 열처리하여 스폰지 및 결합제를 태웠고, 1400℃에서 소결하여 최종적으로 ZrO₂다공체 골격을 얻었다.

상기 반복 공정을 반복(2-5회)함으로써, 다공체의 기공율을 줄일 수 있었다. 비교의 목적으로, HA 다공체를 ZrO₂와 동일한 방법을 사용하여 HA 슬러리 혼합물로부터 제조하였는데, ZrO₂와의 차이는 단지 최종적인 열처리를 1250℃에서 3시간 동안 수행한 것이었다.

다공체 기재 상에의 FA/HA 코팅층의 형성

상업적으로 시판되는 HA 분말(Alfa Aesar Co., USA) 및 실험실에서 제조한 FA 분말을 코팅공정을 위한 출발물질로 사용하였다. 15 g의 각 분말들을 50 ml 에탄올에서 TEP 및 PVB와 혼합하고, 24시간 동안 교반하여 HA 슬러리 및 FA 슬러리를 준비하였다. 제조된 ZrO₂ 다공체를 FA 슬러리에 침지시킨 후 80℃에서 3시간 동안 건조시켰다. 그런 후 800℃에서 5시간 동안 열처리하여 결합제를 태웠고 1200℃에서 추가적인 1시간 동안 열처리하여 FA 코팅층을 형성시켰다. 이 과정을 2회 반복하여 균일한 FA층을 얻었다. 동일한 방법으로, FA층이 코팅된 다공체를 HA 슬러리에 침지, 건조 및 열처리하였다. 이러한 과정의 반복으로, HA/FA 이중층이 코팅된 ZrO₂ 다공체를 얻었다. 비교를 위하여, HA를 FA층의 개재없이 ZrO₂ 다공체 기재 상에 직접적으로 코팅하였다.

특성 시험

제조한 다공체의 기공율을 부피와 무게를 측정함에 의하여 계산하였다. 즉, 재료의 크기와 무게를 정확하게 측정하여 밀도를 계산한 후, 이를 재료의 이론 밀도로 나누어 상대밀도를 구하고, 이의 백분율을 100에서 빼어서 기공율로 하였다. 압축강도 시험을 위하여, 만능시험기 (Universal testing machine)를 사용하여 5 x 5 x 10 mm의 크기를 가지는 다공체 시료에 0.05 mm/분의 크로스헤드(crosshead) 속도로 축방향으로 하중을 가하였다. 모든 모서리들에는 모서리 파괴가 발생하지 않도록 하기 위하여 파라핀을 발랐다. 코팅된 다공체들의 상 및 형태를 X-선 회절(XRD) 분석기 및 전자주사현미경(SEM)을 사용하여 분석하였다. 코팅층의 접착강도를 접착 시험기(Sebastian V, Quad Group, Spokane, WA, USA)로 시험하였다. 사적인 조성의 에폭시를 사용하여 제조자에 의하여 미리 코팅된 압자(stud)를 150 에서 1시간 동안 경화시킴에 의하여 코팅층에 접착시켰다. 1.69 mm의 직경을 가지는 압자를 코팅층의 파괴가 일어날 때까지 약 2 mm/분의 가압속도로 잡아당겼으며, 접착강도를 기록된 최대 하중으로부터 계산하였다.

시험관 내 세포반응 특성 평가

인간 골육종(human osteosarcoma; HOS) 세포주를 10% 태아 소 혈청(FBS, Life Technologies Inc., MD, USA)이 보충된 덜베코즈 변형 이글즈 배지(Dulbecco's modified Eagle's medium; DMEM, Life Technologies Inc., MD, USA)를 포함하는 플라스크에서 배양한 후 사용하였다. 세포들을 제조된 다공체 시료들(HA/FA층이 코팅된 ZrO₂, HA 그리고 ZrO₂)을 포함하는 24-웰 플레이트 상에 1 x 10⁴ 세포/ml의 밀도로 올려놓고 5% CO₂/95% 공기의 분위기로 조성된 37℃의 배양기에서 5일 및 21일 동안 배양하였다. 5일 동안 배양한 후에, 증식된 세포들의 형태를 글루타랄데히드(glutaraldehyde)(2.5%)로 고정, 등급화된 에탄올(70%, 90% 및 100%)로 탈수, 그리고 임계점 건조 후에 SEM으로 관찰하였다.

알칼라인 포스포타제(alkaline phosphotase; ALP) 활성의 평가를 위하여, 세포들을 21일 동안 배양하였다. 배양 배지를 옮긴 후에, 세포층들을 행크스 평형 염 용액(Hank's balanced salt solution; HBSS)로 한번 세척하고 이어서 10분 동안 트립신-EDTA 용액으로 분리하였다. 1200 rpm에서 7분 동안 원심분리한 후, 세포 펠릿들을 PBS로 한번 세척하고 200 μl의 0.1% 트리톤 X-100에서 와류시킴으로써 재현탁시켰다. 펠릿들을 7 냉동/해동 주기에 의하여 추가적으로 파쇄시켰다. 미세원심분리기에서 4℃에서 15분 동안에 13,000 rpm으로 원심분리한 후에, 세포 용해물들을 pH 10.3에서 기질로서 p-니트로페닐포스페이트를 사용하여 ALP 활성에 대하여 비색계 방식으로 평가하였다. 각 반응은 p-니트로페닐포스페이트로 시작되었고 37℃에서 60분 동안 반응하도록 하였으며, 그런 후 얼음으로 중지시켰다. 생성된 p-니트로페놀을 분광 광도계를 사용하여 410 nm에서 측정하였다.

결과 및 논의

ZrO ₂ 다공성 골격

본 실시예들에서는 여러 가지 방법들 중에서, 다공성 폴리머 주형을 이용하는 방법을 채택하였는데, 이것은 높은 기공성 구조를 얻는데 매우 효과적인 것이다. 본 실시예들에서 제조된, 여러 가지 기공율을 가지는 ZrO₂ 다공성 골격의 전형적인 구조들이 도 2에 제시된다. 반복 공정을 반복함으로써 다양한 정도의 기공율(92-74%)을 가지는 다공체들을 얻을 수 있었다. 단 한번의 반복 공정의 수행에 의하여, 92%의 기공율을 가지는 매우 균일한 다공성 구조를 얻을 수 있었다(도 2(a)). 약 600 ㎛의 직경을 가지는 구형 기공들과 100-200 ㎛의 직경을 가지는 기둥들이 완벽하게 서로 연결된 기공 구조를 형성하였다. 기공들 및 기둥들의 모양은 기공들의 막힘 또는 골격의 파괴 없이 초기 폴리우레탄 구조를 유지하였다. 반복공정을 3회 수행함에 의하여, 줄기들은 보다 두꺼워졌고 기공율은 83%로 감소하였다. 비록 골격의 초기 형상이 약간 변형되었지만, 기공들의 막힘은 거의 없었다(도 2(B)). 반복공정을 추가적으로 수행함에 따라, 기공율은 점진적으로 감소하였으며, 기공들은 도 2(C)에서 보는 바와 같이, 부분적으로 막혀있었다. 그러나 다공체는 여전히 밀도있는 ZrO₂ 골격으로서 잘 연결된 기공 구조를 유지하였다.

도 3은 반복공정의 횟수에 따른 ZrO₂ 골격의 기공율 변화를 나타낸다. 기공율은 반복회수의 증가에 따라 점진적으로 감소되었다. 기공율에 있어서 대략 4-5% 정도의 감소가 매 횟수의 증가에 따라 발생함이 관찰되었다. 반복공정을 5회 반복한 후에는 74%의 기공율을 얻었다. 이러한 결과에 기초하면, 기공율은 반복공정의 회수의 변경에 의하여 제어될 수 있다.

제조된 ZrO₂골격의 기계적 성질들을 조사하기 위하여, 압축강도를 측정하였으며, 이를 순수한 HA 다공체와 비교하였다. 이러한 결과들을 도 4에 나타내었다. ZrO₂의 압축강도는 동일한 기공율에서 순수한 HA에 비하여 현저하게 높았다. ZrO₂의 압축강도는 순수한 HA에 비하여 대략 7배 정도 높았다. ZrO₂의 압축강도는 기공율이 92%에서 74% 사이일 때, 1.6 MPa에서 35 MPa의 범위였는데 반하여, HA의 압축강도는 동일한 기공율들에서 0.3-5 MPa의 범위였다.

이러한 ZrO₂의 다공성 구조는 뼈-유사 혈관들에 혈액 및 영양소들을 공급하는 것뿐만 아니라 조직 형성을 가능하게 하고 주위 뼈에 인공보철을 정박시킬 수 있게 할 것으로 기대된다. 한편, 기공율이 70%에 접근함에 따라 기둥들의 두께가 두꺼워지는 결과로 기공들이 부분적으로 봉쇄되지만, 기공들은 여전히 어느 정도 상호연결되어 있어 본 발명의 목적을 위하여 사용하는 것이 가능할 것으로 예상된다.

본 실시예들에서 얻은 다양한 기공율을 가지는 ZrO₂ 골격은, 망상조직의 뼈의 압축강도가 2-12 MPa임을 감안하면, 생체 내에 이식되어 하중을 견딜 수 있는 부품으로서 사용될 수 있다.

HA/FA 코팅층의 상 및 형태

92%의 기공율을 가지는 ZrO₂ 다공체 기재를 HA층으로 코팅하였다. HA와 ZrO₂ 간의 화학적 반응을 방지하기 위하여, FA층을 HA 코팅 전에 ZrO₂의 표면에 코팅하였다. HA 및 ZrO₂의 안정성에 대한 FA 중간층의 효과는 도 5에 도시된 바와 같은 XRD 패턴들에 의하여 잘 설명된다. 도 5(A)에서 보는 바와 같이, FA층이 없는 경우에는, CaZrO₃뿐만 아니라 상당한 양의 α- 및 β-TCP가 1250℃의 온도에서 열처리한 후에 형성되었다. 당연하게도, HA 피크들은 매우 약하며, 이것은 HA와 ZrO₂ 간에 반응이 발생하였음을 확인시켜주는 것이었다. 반면에, FA가 먼저 코팅된 경우에는, 도 5(B)에서 보는 바와 같이, 그러한 반응 생성물들이 검출되지 않았다. 이러한 결과들은 HA와 ZrO₂ 간의 반응을 억제하는 FA층의 효과를 분명하게 설명해준다. 도 6은 ZrO₂ 상의 HA/Fa 코팅층의 형태들을 보여준다. 도 6(A)에서 보는 바와 같이, ZrO₂ 골격은 HA/FA로 균일하게 코팅되어 있다. 도 6(B)에서 보는 바와 같이, 확대시켜 보면, 수 마이크론 크기의 입자들과 미세한 기공들이 균일하게 층을 형성하고 있다. 단면도는 또한 균일한 코팅층이 약 30 ㎛의 두께를 가짐을 보여준다. 도 6(C)에서 보는 바와 같이, 확대된 상태에서, HA층은 FA층과 구별된다. FA 및 HA 층들의 두께들은 각각 약 5 ㎛ 및 20 ㎛ 정도이다. HA/FA 및 FA/ZrO₂의 계면들에서 박리 또는 파쇄는 없었으며, 이것은 각 층들이 상대적으로 강한 결합을 하고 있음을 나타낸다. 층간 결합강도는 열처리 온도에 의한 큰 편차 없이 20-30 MPa의 범위에 있었다. 접착 강도 시험 후에 박리된 표면을 SEM으로 관찰하였다. 도 7에서 보는 바와 같이, 박리는 FA/ZrO₂ 계면에서 주로 발생하였다. 그러나 코팅층의 파편들이 ZrO₂의 표면에 여전히 남아있었고(화살표), 이것은 EDS 분석에 의하여 확인되었다. 이러한 결과는 FA와 ZrO₂ 간의 접착 강도가 HA와 FA 간의 접착 강도보다 낮은 것임을 보여준다. HA/FA 이중층에서 HA와 FA 간의 결합력은 SEM 사진들에 의하여 관찰되는 바와 같이, 매우 높은 것으로 보인다. 이것은 HA와 FA 사이의 화학적 조성, 결정 구조, 및 소결 행태에서의 유사성으로부터 기인한다.

코팅층의 구조는1-2 ㎛의 기공 크기를 가지는 다소 다공성이었다. 코팅층의 미세다공성 구조는 기계적 결합을 통한 이식체와 뼈의 향상된 접착을 유도하고 결과적으로 뼈통합을 촉진시킨다. 더군다나, 미세다공성 구조는 코팅층을 통하여 생리적 액체가 순환하는 것에 대한 장점을 가지고 있어서 코팅층 내부로의 뼈의 성장을 향상시킬 수 있다. 인성 및 경도와 같은 코팅층의 고유의 기계적 특성들은 미세 다공성 구조 때문에 다소 낮아질 것으로 예상된다.

코팅 시스템에 있어서, 기재에 대한 코팅층의 접착 강도는 시스템의 안정성 및 수명을 결정하는 가장 중요한 매개변수들 중의 하나이다. 약한 결합력은 계면에서 주인 조직들에 고정된 상태에 손상을 입게 할 수 있다. HA/FA 코팅된 ZrO₂에서 얻은 접착 강도는 약 22 MPa이었고, 이것은 솔-젤법에 의하여 HA가 코팅된 금속 기재(Lie DM, Yang Q, Troczynski t., Sol-gel hydroxyapatite coatings on stainless steel substrates, Biomaterials 2002;23:691-8; Weng W, Baptista JL., Preparation and characterization of hydroxyapatite coating on Ti6Al4V alloy by a sol-gel method, J Amer Ceram Soc 1999:82:27-32)의 보고된 값과 비교될 수 있거나 그것들보다 약간 높다. 상대적으로 높은 접착 강도는 (코팅층의 다공성 구조에 기인하여) HA/FA와 ZrO₂ 간의 열적 불균형의 완화 및 ZrO₂에 대한 FA의 화학적 불활성에 의하여 발생된다.

세포 응답

HA/FA 코팅된 ZrO₂골격에 대한 세포 응답을 평가하기 위하여, 골아세포-유사 HOS 세포들을 제조된 재료들 상에 뿌렸다. 도 8은 5일 동안 배양한 후에 HA/FA 코팅된 ZrO₂ 상의 세포 성장 형태들을 보여준다. 세포들은 잘 분포되어 있었고 큰 기공들 내로 깊게 이동하였는데, 이것은 그러한 다공성 골격의 뼈유도 특성들을 제시하는 것이다(도 8(A)). 세포들은 다공성 구조 전체에 걸쳐서 균일하게 증식되었다. 도 8(B)에서 보는 바와 같이, 보다 확대하여 보면, 세포막들은 코팅된 표면과 친밀한 접촉을 하여 잘 분포되어 있었다.

ALP 활성은 분화 단계를 진행하는 골아세포들의 기능과 활성에 대한 지표로서 오랫동안 인식되어 왔다. 도 9에서 보는 바와 같이, 세포들의 분화 특성들은 21일 동안 배양한 후의 ALP 발현량에 의하여 평가되었다. 비교의 목적으로 동일한 구조를 가진 순수한 HA 그리고 코팅층이 없는 ZrO₂도 시험하였다. 모든 다공성 재료들 상의 HOS 세포들의 ALP 활성들은 세포 배양 접시와 비교하여 보다 높은 발현량을 보여주었다. 특히, HA/FA 코팅된 ZrO₂ 시료는 순수한 HA 다공체와 유사한 ALP 발현량을 나타내었다. 예상한 바와 같이, 코팅층이 없는 ZrO₂상에서의 분화는 코팅된 시료 상에서의 것보다 낮았다.

본 발명은 지르코니아와 같은 생체적합성 세라믹 다공체 기재 상에 FA 내부층 및 HA 외부층을 차례로 코팅한 생체이식용 세라믹 다공체를 제공한다. 본 발명은 FA 중간층의 개재에 의하여, ZrO₂와 HA 간의 열적 반응을 방지함으로써 HA의 생체적합성, 생체친화성 및 생체활성을 이용하면서 동시에 지르코니아와 같은 기계적 특성이 우수한 세라믹 다공체 기재의 기계적 특성을 가지는 생체이식용 재료를 제공할 수 있다. 또한 본 발명은 적합한 크기의 기공 및 기공율을 갖춤으로써 생체 내에 이식될 때 뼈유도 및 뼈형성을 촉진할 수 있는 생체이식용 재료를 제공할 수 있다.

도 1은 본 발명의 생세이식용 세라믹 다공체의 구조를 보여주는 모식도이다.

도 2는 본 발명에 따른 실시예들에 의하여 제조된 지르코니아 다공체 기재의 주사전자현미경 사진으로서 (A)는 92%의 기공율, (B)는 83%의 기공율 그리고 (C)는 74%의 기공율을 나타낸다.

도 3은 본 발명에 따른 실시예들에 의하여 제조된 지르코니아 다공체 기재의 기공율을 반복공정의 반복 횟수에 따라 나타낸 그래프이다.

도 4는 본 발명에 따른 실시예들에 의하여 제조된 지르코니아 다공체 기재의 압축강도 값을 기공율에 따라 나타낸 그래프이다. 순수한 아파타이트로 제조된 다공체의 값과 비교하였다.

도 5는 본 발명의 실시예들에 따라 제조된 HA/FA가 코팅된 지르코니아 다공체의 X-선 회절분석을 나타낸 그래프로서 FA 내부층의 역할을 보여준다. (A)는 불화아파타이트 내부층이 없을 때이고 (B)는 불화아파타이트 내부층이 있을 때의 그래프이다. 그래프들에서,괄호안의 각 도형들은 다음의 물질들에 의한 피크를 나타낸다. (○) HA, (□) ZrO₂, (●) β-TCP, (■)α-TCP, 그리고 (∴) CaZrO₃.

도 6은 본 발명의 한 실시예에 의하여 제조된 HA/FA가 코팅된 지르코니아 다공체의 주사전자현미경 사진으로서, (A)는 저배율 사진이고, (B)는 고배율 사진이며, (C)는 단면을 찍은 것이다.

도 7은 본 발명의 한 실시예에 의하여 제조된 HA/FA가 코팅된 지르코니아 다공체로부터 코팅층을 박리한 후 코팅층이 박리된 영역 상의 주사전자현미경 사진이다. 화살표는 코팅층의 잔해물을 나타낸다.

도 8은 본 발명의 한 실시예에 의하여 제조된 HA/FA가 코팅된 지르코니아 다공체 상에 5일동안 HOS 골형성 세포를 배양할 경우 세포가 활발하게 증식되고 있는 모습을 보여주는 주사전자현미경 사진으로서, (A)는 저배율이고 (B)는 고배율의 것이다.

도 9는 본 발명의 한 실시예에 의하여 제조된 HA/FA가 코팅된 지르코니아 다공체 상에 HOS 세포들을 21동안 배양한 후의 HOS 세포들의 ALP 활성을 보여주는 그래프이다. 그래프에 대조군으로서 세포배양접시, HA가 코팅된 지르코니아 다공체, 순수한 HA 다공체 및 순수한 지르코니아 다공체에 대한 것을 표시하였다.

Claims (17)

1. 수산화아파타이트와 접촉하여 상기 수산화아파타이트를 열분해시키는 특성을 가지는 생체적합성 세라믹 다공체 기재,

   상기 세라믹 기재 상에 형성되는 불화아파타이트 내부층, 및

   상기 불화아파타이트 내부층 상에 형성되는 수산화아파타이트 외부층을 포함하는 생체이식용 세라믹 다공체.
2. 제1항에 있어서,

   상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재의 기공의 평균 크기는 100 마이크론 이상이고 상기 기공들은 서로 연결되어 있는 것임을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
3. 제2항에 있어서,

   상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재는 지르코니아로 된 것임을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
4. 제3항에 있어서,

   상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재는 92~74%의 기공율을 가지는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
5. 제3항에 있어서,

   상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재는 1.6~35 MPa의 압축강도를 가지는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
6. 제3항에 있어서,

   상기 세라믹 다공체 기재에 대한 수산화아파타이트/불화아파타이트 이중층의 접착강도는 20~30 MPa인 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
7. 제3항에 있어서,

   상기 세라믹 다공체 기재의 지르코니아는 이트리아(Y₂O₃)로 안정화된 지르코니아인 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
8. 제2항에 있어서,

   상기 수산화아파타이트 외부층은 수산화아파타이트 및 다른 인산칼슘계 생체활성 재료들의 혼합에 의하여 다중상으로 형성된 것임을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
9. 제2항에 있어서,

   상기 수산화아파타이트 외부층 상에 다른 인산칼슘계 생체활성 재료에 의하여 형성되는 코팅층을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체.
10. 수산화아파타이트와 접촉하여 상기 수산화아파타이트를 열분해시키는 특성을 가지는 생체적합성 세라믹 다공체 기재를 형성하는 단계,

    상기 세라믹 다공체 기재 상에 불화아파타이트 내부층을 형성하는 단계, 및

    상기 불화아파타이트 내부층 상에 수산화아파타이트 외부층을 형성하는 단계를 포함하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
11. 제10항에 있어서,

    상기 생체적합성 세라믹 다공체 기재의 기공의 평균 크기는 100 마이크론 이상이고 상기 기공들은 서로 연결되어 있는 것임을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
12. 제11항에 있어서,

    상기 세라믹 다공체 기재를 형성하는 단계는 다공성 고분자 주형(porous polymer template)을 세라믹 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계, 및 상기 세라믹 슬러리가 함침된 다공성 고분자 주형을 열처리하여 상기 고분자 주형을 태우고 상기 세라믹 소결체를 얻는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
13. 제12항에 있어서,

    상기 함침 및 건조 단계를 반복함으로써 상기 세라믹 다공체 기재의 기공율을 조절하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
14. 제11항에 있어서,

    상기 불화아파타이트 내부층의 형성단계는 형성된 상기 세라믹 다공체 기재를 불화아파타이트 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계 및 상기 형성된 불화아파타이트 내부층을 열처리하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
15. 제11항에 있어서,

    상기 수산화아파타이트 외부층의 형성단계는 상기 불화아파타이트 내부층이 코팅된 상기 세라믹 다공체 기재를 수산화아파타이트 슬러리에 함침시키고 건조시키는 단계 및 상기 형성된 수산화아파타이트 외부층을 열처리하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
16. 제11항에 있어서,

    상기 수산화아파타이트 외부층은 수산화아파타이트 및 다른 인산칼슘계 생체활성 재료들의 혼합에 의하여 다중상으로 형성되는 것임을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.
17. 제11항에 있어서,

    상기 수산화아파타이트 외부층 상에 다른 인산칼슘계 생체활성 재료를 코팅하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체이식용 세라믹 다공체의 제조방법.