WO2010123302A2 - 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법 - Google Patents

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Definitions

  • the present invention relates to a biodegradable implant and a method for manufacturing the same, and more particularly, the biodegradation rate can be easily controlled, the strength and interfacial force with bone tissue is excellent, the bone formation rate is improved, and the corrosion resistance It relates to a biodegradable implant and a method of manufacturing the same that the mechanical properties are improved at the same time.
  • Representative materials for implants used for medical treatment include metals, ceramics and polymers.
  • metallic implants have excellent mechanical properties and processability.
  • metallic implants have disadvantages such as stress shielding, image degradation and implant migration.
  • ceramic implants are relatively more biocompatible than other implants.
  • ceramic implants are easily damaged by external impacts, and are difficult to process.
  • polymeric implants have the disadvantage of being relatively weak in strength compared to other implant materials.
  • porous implants have been developed that accelerate bone formation and lower the Young's modulus to prevent stress shielding.
  • a porous implant has a low mechanical strength and has a weak disadvantage in external impact.
  • biodegradable implants that do not require a procedure to remove the implant after achieving the desired purpose after the human procedure.
  • Medical applications of such biodegradable materials have been studied in the mid-1960s mainly on polymers such as polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), or copolymers thereof, PLGA. It was.
  • biodegradable polymers have been limited in application due to low mechanical strength, acid generation problems during decomposition, and difficulty in controlling biodegradation rate.
  • biodegradable polymers were difficult to be applied to orthopedic or dental implants under high load due to their low mechanical strength.
  • biodegradable materials have been studied to overcome the disadvantages of biodegradable polymers.
  • Typical examples include ceramics such as tri-calcium phosphate (TCP), and composite materials of biodegradable polymers and biodegradable hydroxyapatite (HA).
  • the biodegradable implant when the biodegradable implant is applied in the human body, a portion under load is generated, so it must be high strength. In order to achieve high strength, it is required to perform additional processes such as rapid cooling, extrusion, heat treatment, etc. on the biodegradable implant to refine the structure of the implant and to control internal residual stress.
  • the alloy composition of the metal used as the biodegradable implant must be appropriately designed, ie the alloy composition of the metal must be changed.
  • the change of the alloy composition is generally performed by adjusting the amount of the added element, and the mechanical strength is improved as the amount of the added element included in the alloy increases.
  • the metal constituting the implant becomes a condition that is easy to form a galvanic circuit that increases the corrosion rate by increasing the heterogeneity of the composition and the heterogeneity of the microstructure, thereby increasing the corrosion rate of the implant. Is increased. Therefore, it is difficult to apply an alloy material having high strength and low biodegradation rate to the implant.
  • an object of the present invention is to provide a biodegradable implant that can control the rate of biodegradation.
  • an object of the present invention is to provide a biodegradable implant that improves the rate of bone formation, the biodegradable metal material filling the pores is replaced by bone tissue after a certain time after the procedure.
  • the present invention is a biodegradable implant comprising magnesium,
  • Magnesium is an impurity
  • Manganese (Mn) Manganese
  • It includes one selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni) and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni),
  • the impurity content is greater than 0 and 1 part by weight or less based on 100 parts by weight of magnesium, and is selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni).
  • ⁇ / Manganese (Mn) 0 and less than 5 provides a biodegradable implant.
  • It includes one selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni) and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni),
  • the impurity content is greater than 0 and 1 part by weight or less with respect to 100 parts by weight of magnesium, and ⁇ one type selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) ⁇ . Providing magnesium with manganese (Mn) greater than or equal to 1 or less; And
  • the present invention is represented by the following formula (1), with respect to the total weight, Ca is more than 0 23% by weight or less; X is greater than 0 and less than or equal to 10 weight percent; And Mg provides a biodegradable implant, characterized in that it comprises a magnesium alloy containing the balance.
  • X is Mn or Zn.
  • the present invention comprises the steps of: i) providing the magnesium alloy; And ii) provides a method for producing a biodegradable implant comprising the step of molding the magnesium alloy.
  • the present invention also provides a method for producing a biodegradable implant, characterized in that the ultrasonic application to a biodegradable implant containing magnesium.
  • the present invention also relates to a total weight of manganese greater than 0 and 1% by weight; And it provides a biodegradable implant comprising a metal balance comprising magnesium.
  • magnesium oxide (MgO) more than 0, 90% by weight based on the total weight; And it provides a biodegradable implant comprising a metal balance comprising magnesium.
  • the biodegradable implant according to the present invention has the advantage that the decomposition rate is extremely low and can exist for a long time in raw vegetables.
  • the biodegradable implant according to the present invention comprises a porous structure
  • blood vessels (pores) through the pores are formed to improve the bone formation rate, the stress shielding phenomenon due to the Young's modulus is reduced.
  • biodegradable implant according to the present invention can improve mechanical strength and impact resistance.
  • biodegradable implant according to the present invention has the advantage that the corrosion resistance and mechanical properties are improved at the same time.
  • the implant according to the present invention is suitable for applications in bone replacement or bone treatment, etc., and can be used for orthopedic, dental, plastic surgery or vascular use.
  • Example 1 is a graph showing the hydrogen generation amount according to the immersion time of Example 1, Comparative Example 1 and Comparative Example 2.
  • Figure 2 is a graph showing the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants of Examples 3, 3 and Comparative Example 4 before extrusion.
  • Example 3 is a graph showing the results of mechanical strength evaluation of the biodegradable implants of Example 3, Example 3 and Comparative Example 4 after extrusion.
  • Figure 4 is a graph showing the results of the hydrogen generation amount according to the needle time of Example 3, Example 3 and Comparative Example 3.
  • 5 is a graph showing the results of hydrogen generation according to the bedtime of Examples 3 to 6.
  • Figure 6 is a graph showing the results of the hydrogen generation amount according to the needle time of Examples 7 to 11, Comparative Example 3 and Comparative Example 5.
  • Figure 8 is an electron micrograph showing the surface of the implant specimen of Example 7 left in the bio simulation solution for 61 hours.
  • FIG. 9 is a surface photograph of an implant specimen of Example 7 shown in FIG. 8 analyzed by EDS.
  • FIG. 9 is a surface photograph of an implant specimen of Example 7 shown in FIG. 8 analyzed by EDS.
  • FIG. 10 is a photograph showing the removal of corrosive material on the implant specimen of Example 7 shown in FIGS. 8 and 9.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 7 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 7 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 13 is a photograph taken of WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F) of the implant specimen of Example 7 which was left in the biomimetic solution for 61 hours.
  • FIG. 14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 15 is a photograph taken of WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F) of the implant specimen of Example 8, which was left in the biomimetic solution for 61 hours.
  • FIG. 16 is a graph showing the amount of hydrogen generated over time by applying ultrasonic waves to one of two implant specimens of Example 8 and not applying the remaining ultrasonic waves, and then immersing them in a biological simulation solution.
  • Example 17 is a graph measuring the amount of hydrogen evolution over time by immersing the implant of Example 8 to which the ultrasonic wave was applied to the biological simulation solution.
  • Example 18 is a photograph showing the grain size before Example 14 extrusion.
  • FIG. 19 is a graph showing the amount of hydrogen generated according to the immersion time before and after extrusion of Example 14;
  • the biodegradable implant of the present invention comprises magnesium,
  • Magnesium is an impurity
  • Manganese (Mn) Manganese
  • It includes one selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni) and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni),
  • the ⁇ one kind selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) ⁇ / manganese (Mn) satisfies the above-mentioned range, the decomposition rate in vivo Is controlled extremely low, improving corrosion resistance. This may allow implants to exist for longer periods in vivo.
  • the impurities include nickel (Ni) and manganese (Mn).
  • Nickel causes an allergic reaction in humans and increases the rate of corrosion of pure Mg. Therefore, the nickel content is more preferably 100 ppm or less, most preferably 50 ppm or less.
  • the magnesium preferably further includes aluminum (Al) as an impurity.
  • magnesium containing the impurities may be filled in the pores of the porous structure.
  • the pore size of the porous structure is preferably 200 to 500 ⁇ m, the pore size may be adjusted according to the field used using conventional methods in the art. When the pore size satisfies the above-mentioned range, blood vessels that are responsible for supplying nutrients, minerals, and ions easily pass through the pores.
  • the porosity of the porous structure is preferably 5-95%.
  • porosity refers to the volume ratio of pores in the total volume.
  • the porosity may increase the strength of the porous structure by lowering the porosity when the required strength of the object to be applied is high.
  • the porosity may be increased when the porous structure is a metal such as high strength tantalum or simply serves to fill a cavity of a lost bone.
  • the porous structure may be at least one selected from the group consisting of metals, ceramics, and polymers.
  • the porous structure is a metal, it is preferable that it is at least one member selected from the group consisting of titanium or a titanium alloy, cobalt-chromium alloy and stainless steel.
  • the porous structure is ceramic, it is preferably at least one selected from the group consisting of calcium phosphate (Calciu, Phosphate), alumina, zirconia and magnesia.
  • the porous structure is a polymer, it is preferably one or more selected from the group consisting of polyethylene, polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), and copolymers thereof, PLGA.
  • the porous structure is the polymer described above
  • an acid that may be decomposed in a living body may be generated to lower pH.
  • the polymer composite filled with pores with magnesium has the effect of increasing the pH as the magnesium is decomposed, by controlling the decomposition rate of the polymer and magnesium can be expected to additionally control the pH in vivo.
  • the biodegradable implant according to the present invention described above may be used as an orthopedic, dental, plastic surgery or vascular implant.
  • the implant is an interbody spacer for the spine, bone filler, bone plate, bone pin, bone screw, scaffold, stent It can be used as implants such as stents and artificial roots.
  • It includes one selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni) and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni),
  • the impurity content is greater than 0 and 1 part by weight or less with respect to 100 parts by weight of magnesium, and ⁇ one type selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) ⁇ .
  • the step a) is preferably a step of melting and providing the magnesium.
  • step a) may be a step of melting and providing the magnesium in an inert gas atmosphere or a vacuum atmosphere such as argon (Ar) that does not react with magnesium.
  • the magnesium may be melted using various methods such as a resistance heating method for generating heat by applying electricity to a resistor, an induction heating method by flowing a current through an induction coil, or a method using a laser or focused light. It may be a step of providing.
  • the resistance heating method of the above-mentioned melting method is the most economical. It is preferable to stir the molten alloy (hereinafter, molten metal) so that impurities can be mixed well when melting magnesium.
  • the magnesium alloy is filled in the pores of the porous structure
  • the step a) is a-1) preparing a porous structure
  • a-2) may further comprise the step of filling the pores of the porous structure with the magnesium.
  • the porous structure may be one selected from the group consisting of metals, ceramics, and polymers.
  • step a-1 is as follows.
  • the metal is made of powder or wire.
  • the metal produced from the powder or wire is prepared as a green preform.
  • a sintering method and a method in which the sintering method is modified may be used.
  • the production method of the preform using the sintering method is as follows. First, a metal made of the powder or wire is put in a container or pressed with an appropriate force of 100 MPa or less to have a weak strength, and the metal having such a weak strength is 2/10 to 9/10 of the melting point of the metal. Maintained at the temperature of the powder or wires to combine to prepare a preform having a mechanical strength.
  • the manufacturing method using a method in which the sintering method is modified is as follows.
  • the metal made of the powder or wire is contained in a conductive container such as graphite, and a high current flows through the conductive container so that heat is instantaneously generated at the contact portion of the metal made of the powder or the wire, thereby producing a preform.
  • the step a-1 is as follows.
  • the metal is made of powder or wire.
  • the polymer is mixed with the metal made of powder or wire, and the polymer is decomposed and extinguished at low temperature in the process of raising the temperature, and the metal made of powder or wire is sintered at high temperature to have a suitable mechanical strength.
  • the porosity and the strength of the sintered body are determined according to the sintering temperature, the pressing force, the mixing ratio of the polymer and the metal, and appropriate conditions can be selected as necessary.
  • the sintering temperature depends on the type of material used to prepare the porous structure, and generally, about 1/2 to 9/10 of the melting point of the porous structure is preferable.
  • the step a-1 is as follows.
  • the polymer surface is plated with precious metals such as gold, platinum, and Pd. Thereafter, the polymer may be removed to prepare a metal porous structure having better biocompatibility.
  • the step a-1 is as follows.
  • the water-soluble salt is one or more selected from the group consisting of NaNO 2 , KNO 2 , NaNO 3 , NaCl, CuCl, KNO 3 , KCl, LiCl, KNO 3 , PbCl 2 , MgCl 2 , CaCl 2 and BaCl 3 . desirable.
  • the preform is pressed at a temperature of 2/10 to 9/10 of the melting point of the metal powder.
  • the metal powders are bonded to each other by atomic transfer to form a structure, and form a composite material containing a water-soluble salt therein.
  • the composite material is immersed in water, only the water-soluble salt is dissolved to prepare a metal porous structure having pores.
  • the metal porous structure may be manufactured by injecting a blowing agent that generates gas after completely melting the metal material.
  • the step a-1 is as follows.
  • the surface of the porous polymer is plated with a metal using an electrolyte solution containing metal ions.
  • the metal ion is not particularly limited, but is preferably at least one selected from the group consisting of Ti, Co, Cr, and Zr. Subsequently, when the temperature is removed to remove the polymer, a porous metal structure may be manufactured.
  • the step a-2 is as follows.
  • ceramic fine powder and binder polymer are mixed.
  • the mixture is coated on the surface of the skeleton structure of a foam material made of a removable material such as polyurethane and dried to form a porous structure.
  • the polymer is burned and removed near the combustion temperature of the binder polymer, If the temperature is further increased, the remaining ceramics may be sintered with each other to produce a porous structure having mechanical strength.
  • the ceramic fine powder is preferably at least one selected from the group consisting of hydroxyapatite (HA), zirconia and alumina.
  • Step a-1 may be a method of modifying or combining the above-described method of manufacturing a porous structure, or a method of manufacturing a porous structure in which the porosity of the inside and the outside is controlled by applying a part of a heterogeneous material.
  • the latter method it is possible to produce a porous structure having a high density with little or no pores inside and a high porosity on the outside with different porosities by position. This leads to a high rate of bone formation at the surface of the implant and can be used when making the implant as a whole to withstand high external stresses.
  • the method of manufacturing the above-described porous structure is only one example of various methods of manufacturing the porous structure, and the scope of the present invention is not limited by changing the method of manufacturing the porous structure.
  • Step a-2) is a method of immersing the porous structure in a melt of magnesium, a method of fixing the porous structure and flowing the melt of magnesium to fill the pores, and the pressure in the two methods at least 1 atmosphere
  • the molten magnesium may be used one kind selected from the group consisting of a method to more easily fill between the pores of the porous structure.
  • the molten magnesium may be heated to remove solids while filling the pores, or various contaminants on the surface may be removed to induce the molten magnesium to easily fill the pores.
  • step a-2 may be the following steps.
  • magnesium is vaporized by maintaining it at a high temperature, preferably at 700 ° C. or higher, and then magnesium vapor is deposited on the pore surface while passing through the pores of the porous structure, thereby filling the pores of the porous structure with magnesium. It may be a step.
  • step a-2 may be the following steps.
  • the magnesium after dissolving a salt containing magnesium in a liquid, the magnesium may be adsorbed to the pore surface of the porous structure while passing the porous structure through the liquid.
  • only some of the pores of the porous structure may be filled without completely filling the magnesium alloy. That is, after the molten magnesium is filled in the porous structure, if the high pressure gas is blown to the porous structure or the porous structure is rotated or shaken before the magnesium is completely solidified, the unsolidified magnesium is removed from the porous structure and only a part of the magnesium It can remain to produce a composite with magnesium impregnated in some of the pores. In this case, the magnesium filling rate for each position of the pores of the porous structure may be controlled differently.
  • magnesium is deposited only on the surface of the skeleton of the porous structure, and the pores are controlled to remain in a portion, thereby maintaining the space to easily form the microvascular vessels necessary for bone formation inside the implant, while simultaneously forming bone by magnesium You can expect additional effects that can be made easier.
  • the biodegradable implant comprising a polymer and magnesium is a method of mixing the magnesium powder and the polymer in a volume fraction of the range of 5:95 to 95: 5 and then heated to 150 to 500 °C to pressurize in the range of 1 atm to 100 atm It is desirable to prepare biodegradable implants.
  • the above conditions are only preferable manufacturing conditions of the polymer-Mg biodegradable implant, and even if the conditions deviate from the above conditions, the polymer-magnesium biodegradable implant is not molded, and thus the right of the present invention cannot be violated by changing the manufacturing conditions. .
  • Step b) included in the method for producing a biodegradable implant of the present invention is a step of forming the molten biodegradation rate magnesium alloy into at least one selected from the group consisting of a cooling method, an extrusion method and a metal processing method. Can be.
  • the said cooling method can be used for the purpose of improving the mechanical strength of a magnesium alloy.
  • a method of immersing the crucible containing molten magnesium in water may be used.
  • a cooling method of spraying the molten magnesium using an inert gas such as argon may be used.
  • the spraying cooling method can be cooled at a much higher rate to show very fine texture.
  • the extrusion method is used for the purpose of making the structure of magnesium uniform and improving mechanical performance.
  • the extrusion method is preferably made at 300 to 450 °C.
  • the extrusion of the magnesium may be carried out within 10: 1 to 30: 1 reduction ratio (extrusion ratio) before and after extrusion.
  • the extrusion ratio increases, the microstructure of the extrusion material becomes uniform, and there is an advantage in that defects formed during casting are easily removed. In this case, it is preferable to increase the extrusion device capacity.
  • the metal processing method is not particularly limited as long as it is a metal processing method known in the art.
  • the molten magnesium is poured directly into a mold processed in a form close to the final product, which is manufactured from an intermediate material such as rod or plate, and then lathed or milled, and a large amount of magnesium alloy is applied. And pressurized forging to produce a final product shape.
  • the biodegradable implant of the present invention is represented by the following Chemical Formula 1, and includes a magnesium alloy including Ca in excess of 0 to 23% by weight, X in excess of 0 to 10% by weight and Mg in balance.
  • X is Mn or Zn.
  • the magnesium alloy is preferably relative to the total weight, the Ca is more than 0 to 23% by weight, X is 0.1 to 5% by weight and Mg comprises the balance, more preferably the Ca is more than 0 23 Up to% by weight, X is from 0.1 to 3% by weight and Mg is the balance.
  • the biodegradable implant of the present invention is represented by the formula (1), with respect to the total weight, Ca is more than 0 and less than 23% by weight, X is more than 0 and less than 10% by weight and Mg pores of the porous structure with a magnesium alloy containing the balance This may be filled.
  • the pore size of the porous structure is preferably 200 to 500 ⁇ m.
  • the pore size can be adjusted according to the field used using conventional methods in the art. When the pore size satisfies the above-mentioned range, blood vessels that are responsible for supplying nutrients, minerals and ions easily pass through the pores.
  • the porosity of the porous structure is preferably 5 to 95%.
  • porosity refers to the volume ratio of pores in the total volume.
  • the porosity may increase the strength of the porous structure by lowering the porosity when the required strength of the object to be applied is high.
  • the porosity may be increased when the porous structure is a metal such as high strength tantanum or simply serves to fill a cavity of a lost bone.
  • the porous structure is preferably at least one selected from the group consisting of metals, ceramics and polymers.
  • the metal is preferably one or more selected from the group consisting of titanium or titanium alloys, cobalt-chromium alloys and stainless steels.
  • the ceramic is preferably at least one selected from the group consisting of calcium phosphate (Calciu, Phosphate), alumina, zirconia and magnesia.
  • the polymer is preferably at least one member selected from the group consisting of polyethylene, polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), and copolymers thereof. In this case, when the porous structure is the polymer described above, an acid that may be decomposed in a living body may be generated to lower pH.
  • the biodegradable implant according to the present invention described above may be used as an orthopedic, dental, plastic surgery or vascular implant.
  • the implant is an interbody spacer, bone filler, bone plate, bone pin, bone screw, scaffold and artificial for spine It can be used as an implant such as a root.
  • the biodegradable implant according to the present invention is based on the total weight represented by the following formula (1): Ca is more than 0 and less than 23% by weight, X is more than 0 and less than 10% by weight and Mg is more than 67 and less than 100% by weight magnesium Providing an alloy; And ii) molding the magnesium alloy.
  • X is Mn or Zn.
  • the step i) is preferably a step of melting and providing the magnesium alloy. Since the description of step i) is the same as the description of step a), description thereof is omitted.
  • step i) comprises the steps i-1) preparing a porous structure; And i-2) filling the pores of the porous structure with the magnesium alloy.
  • steps i-1) and i-2) are the same as the descriptions of the steps a-1) and a-2), and thus descriptions thereof will be omitted.
  • Step ii) included in the method for producing a biodegradable implant of the present invention is the step of molding the molten biodegradation rate magnesium alloy into at least one selected from the group consisting of a cooling method, an extrusion method and a metal processing method. Can be.
  • step ii) Since the description of step ii) is the same as the description of step b), it is omitted.
  • the present invention provides a method for producing a biodegradable implant by applying ultrasonic waves to a biodegradable implant containing magnesium. Applying ultrasound to the biodegradable implant containing magnesium, there is an advantage that the corrosion rate is increased in vivo and the implant disappears in a shorter time.
  • the biodegradable implant including magnesium may have a porous structure, and manganese (Mn) as an impurity; 1 type selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni), and the content of the impurities is greater than 0 and 1 weight based on 100 parts by weight of the magnesium.
  • Mn manganese
  • Biodegradable implants of less than or equal to ⁇ one type selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) ⁇ / manganese (Mn) 0 and less than 1 And represented by the following Formula 1 and based on the total weight, Ca is greater than 0 and less than 23 wt%; X is greater than 0 and less than 10 weight percent; And Mg may be a biodegradable implant characterized in that it comprises a magnesium alloy comprising more than 67% and less than 100% by weight.
  • X is Mn or Zn.
  • the biodegradable implant according to the present invention has the advantage that the decomposition rate is extremely low and can exist for a long time in raw vegetables.
  • the biodegradable implant according to the present invention comprises a porous structure, blood vessels (pores) through the pores are formed to improve the bone formation rate, the stress shielding phenomenon due to the Young's modulus is reduced.
  • the biodegradable implant according to the present invention can improve mechanical strength and impact resistance.
  • the biodegradable implant according to the present invention has the advantage that the corrosion resistance and mechanical properties are improved at the same time. Therefore, the implant according to the present invention is suitable for applications in bone replacement or bone treatment, etc., and can be used for orthopedic, dental, plastic surgery or vascular use.
  • Biodegradable implants of the present invention based on the total weight, more than 0 to 10% by weight manganese; Iron greater than 0 and 1 weight percent or less; And 99% by weight or more and less than 100% by weight of a metal containing magnesium.
  • the content of manganese is preferably 0.3 to 0.6% by weight.
  • biodegradable implant of the present invention preferably further contains iron as an impurity.
  • Biodegradable implants of the present invention by including the manganese of the above-described content, it can be combined with iron contained in the metal containing magnesium to reduce the potential difference to reduce galvanic corrosion.
  • the manganese may be wrapped around the iron contained in the metal containing magnesium to block the contact between magnesium and iron to prevent or reduce the occurrence of corrosion.
  • the metal containing magnesium may be pure magnesium, magnesium or a magnesium alloy containing a small amount of impurities.
  • the impurities X is zirconium (Zr), molybdenum (Mo), niobium (Nb), tantalum (Ta), titanium (Ti), strontium (Sr), chromium (Cr), manganese (Mn), zinc (Zn), It may be selected from silicon (Si), phosphorus (P) and nickel (Ni).
  • the biodegradable implant of the present invention based on the total weight, of magnesium oxide (MgO) greater than 0 and 90% by weight or less; And at least 10% by weight and less than 100% by weight of a metal comprising magnesium.
  • MgO magnesium oxide
  • the biodegradable implant of the present invention includes magnesium oxide in the above-mentioned content, it is possible to prevent swelling due to hydrogen generation when the biodegradable implant is inserted into the body by controlling the corrosion characteristics of the biodegradable implant. Can be.
  • the higher the amount of magnesium oxide in the biodegradable implant of the present invention can reduce the corrosiveness of the metal containing magnesium, but most preferably included in the above range.
  • the metal containing magnesium may be pure magnesium, magnesium or a magnesium alloy containing a small amount of impurities.
  • the impurities X is zirconium (Zr), molybdenum (Mo), niobium (Nb), tantalum (Ta), titanium (Ti), strontium (Sr), chromium (Cr), manganese (Mn), zinc (Zn), It may be selected from silicon (Si), phosphorus (P) and nickel (Ni).
  • the biodegradable implant of the present invention can prevent PCP (Preferred Crystallographic Pitting Corrosion) corrosion caused by coarse grains inside the material by extrusion.
  • PCP Preferred Crystallographic Pitting Corrosion
  • the coarse grains are likely to cause corrosion between the grains. Reducing the size of the grains by extrusion reduces the spacing between the grains, thereby preventing corrosion.
  • the cross-sectional area reduction ratio (extrusion ratio) before and after extrusion is not particularly limited as long as it is 2: 1 or more, but preferably exceeds 25: 1 or 20: 1.
  • biodegradable implants including magnesium or magnesium alloy for controlling biodegradation rate
  • examples are only for illustrating the present invention, and are not intended to limit the scope of the present invention.
  • Example 1 The total impurity containing manganese (Mn), iron (Fe), and nickel (Ni) is more than 0 parts by weight and less than 1 part by weight based on 100 parts by weight of magnesium.
  • Preparation of biodegradable implants comprising magnesium alloy for controlling biodegradation rate with Fe) + nickel (Ni) ⁇ / manganese (Mn) greater than 0 and 5 or less
  • Iron, nickel, aluminum, manganese and magnesium in the amounts shown in Table 1 were loaded into a crucible having an internal diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Subsequently, argon gas was flowed around the crucible so that iron, nickel, manganese, aluminum and magnesium in the crucible were not in contact with the air, and the crucible temperature was raised using a resistance furnace to about 700 to 750 ° C. , Aluminum, manganese and magnesium were melted. The crucible was shaken and stirred so that the molten iron, nickel, aluminum, manganese and magnesium could be mixed well with each other. The molten magnesium alloy was cooled to prepare a magnesium alloy in the solid state. In addition, when cooling, the crucible was immersed in water for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium, so that the molten magnesium alloy was rapidly cooled.
  • SUS 410 stainless steel
  • the solid magnesium alloy was extruded, the extrusion temperature was 400 ° C., and the ratio of cross-sectional area reduction (extrusion ratio) before and after extrusion was fixed at 15: 1.
  • Test Example 1 Evaluation of corrosion rate of biodegradable implant using magnesium alloy
  • Example 1 hydrogen is generated after 50 hours have elapsed, and in Example 2, hydrogen is hardly generated from the initial immersion time to 200 hours, and almost no corrosion of the implant occurs. It can be seen that.
  • Comparative Example 1 can be seen that hydrogen is generated from the initial immersion. According to these results, ⁇ Fe (Fe) + Nickel (Ni) ⁇ / manganese (Mn) of Example 1 and Example 2 having more than 0 and 5 or less, the biodegradation rate of biodegradable implants is ⁇ Fe (Fe) + Nickel ( Ni) ⁇ / manganese (Mn) It can be seen that it is slower than Comparative Example 1.
  • the solid magnesium alloy was extruded, the extrusion temperature was 400 ° C., and the ratio of cross-sectional area reduction (extrusion ratio) before and after extrusion was fixed at 15: 1.
  • Mg Purity 99.98% Mg, MP21-31-31 (trade name, manufacturer: Timminco Co., Ltd.)
  • Test Example 1 Evaluation of mechanical strength of biodegradable implant using magnesium alloy
  • FIG. 2 shows the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants before extrusion
  • FIG. 3 shows the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants after extrusion.
  • FIG. 2 shows the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants before extrusion
  • FIG. 3 shows the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants after extrusion.
  • Example 3 fell slightly from 220 MPa to 180 MPa compared to Comparative Example 3 before extrusion, and slightly dropped from 320 MPa to 280 MPa after extrusion.
  • 280 MPa is a value that is sufficiently applicable to the implant product under load, there is no problem in application of the product at all.
  • the elongation which did not reach 7% to 10% before extrusion, increased to 12% to 16% after extrusion, which means that the endurance performance was excellent when the implant was subjected to strong impact from the outside.
  • Example 4 the strength dropped from 220 MPa to 170 MPa, but was maintained at 320 MPa equivalent to Comparative Example 3 after extrusion. The elongation was also increased from 12% before extrusion to 17% after extrusion, maintaining mechanical equivalent or more than Comparative Example 3.
  • the yield strength described above means the strength at the point where the slope changes in each graph.
  • Test Example 2 Evaluation of corrosion rate of biodegradable implant using magnesium alloy
  • the biodegradable implants of Examples 3 to 11 and Comparative Examples 3 to 6 were immersed in the biological mother liquor having the composition of Table 2, and the corrosion rate was evaluated by the amount of hydrogen generated according to the immersion time.
  • the reason for this is that the corrosion rate of implants is generally measured by the amount of hydrogen generated in the biological mother liquor because hydrogen is generated when magnesium is biodegraded.
  • Example 4 is a graph showing the results of the hydrogen generation amount according to the immersion time of Example 3, Example 4 and Comparative Example 3.
  • 5 is a graph showing the results of hydrogen generation according to the immersion time of Examples 4 to 6 before extrusion.
  • 6 is a graph showing the results of hydrogen generation according to the immersion time of Examples 7 to 11, Comparative Example 2 and Comparative Example 4 before extrusion.
  • Figure 7 shows the result of the hydrogen generation according to the zinc content.
  • Example 4 it can be seen that in Comparative Example 3, rapid decomposition starts after 5 hours, but in Example 3, rapid decomposition starts after 17 hours. In addition, in Example 4, even after 30 days of immersion, a sudden corrosion phenomenon did not occur. Therefore, it can be seen that the biodegradable implant according to the present invention has excellent corrosion resistance compared to Comparative Example 3.
  • the optimum composition of the alloy is 0.1 to 5%, but preferably 0.1 to 3%. The reason is that the same section of corrosion rate exists, but considering the Zn side effects that may be unknown to the human body, the content of Zn should be small under the assumption that the same corrosion rate is achieved.
  • FIG. 8 is an electron micrograph showing the surface of the implant specimen of Example 7 left in the biomimetic liquid for 61 hours
  • FIG. 9 is a surface photograph analyzed by EDS of the implant specimen of Example 7 shown in FIG. 8.
  • FIG. 10 is a photograph showing the removal of corrosive material from the implant specimen of Example 7 shown in FIG. 8.
  • FIG. 10 is a photograph showing that the corrosives shown in FIGS. 8 and 9 are removed.
  • Table 5 shows the results of analyzing the implant specimen of Example 7 in which the corrosives were removed.
  • FIG. 11 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 7 left in the biomimetic solution for 61 hours
  • FIG. 12 is an enlarged photograph of the photograph of FIG. 11,
  • FIG. 13 is left in the biomimetic solution of Table 2 for 61 hours.
  • the implant specimen of Example 7 was taken with a WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F).
  • FIG. 14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in biomimicry for 61 hours.
  • FIG. 15 is a photograph taken of WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F) of the implant specimen of Example 8, which was left in the biomimetic solution for 61 hours.
  • Mg-Ca-Zn surrounds Mg 2 Ca (Zn), and when zinc content is increased, it is found that Mg 2 Ca further contains zinc. Can be.
  • Test Example 3 Evaluation of corrosion rate of biodegradable implant using magnesium alloy
  • Example 7 Yield strength / breaking strength Elongation (%)
  • Example 7 84 ⁇ 3/180 ⁇ 10 11.8 ⁇ 0.4
  • Example 8 107 ⁇ 2/240 ⁇ 15 13.9 ⁇ 0.5
  • Example 9 97 ⁇ 2/203 ⁇ 10 9.5 ⁇ 1
  • Example 10 103 ⁇ 2/255 ⁇ 14 12.2 ⁇ 0.6
  • Test Example 4 Evaluation of Corrosion Rate of Ultrasonic Application to Biodegradable Implants Using Magnesium Alloys
  • the implant specimen of Example 8 was cut into 9.65 cm in width, 19.66 cm in length, and 1.18 cm in thickness to prepare two specimens. After applying ultrasonic waves to the two specimens, it was immersed in the biological simulation solution of Table 2 for 3 hours, and the hydrogen generation amount was measured and shown in FIGS. 15 and 16.
  • Magnesium and manganese in the contents shown in Table 7 were charged to a crucible having an internal diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Subsequently, argon gas was flowed around the crucible so that magnesium and manganese in the crucible did not come into contact with air, and the magnesium and manganese were melted by raising the crucible temperature to about 750 ° C. using a resistance heating furnace. The crucible was shaken and stirred so that the molten magnesium and manganese could be well mixed with each other. The molten magnesium alloy was cooled to prepare a magnesium alloy in the solid state. In addition, when cooling, the biodegradable implant was manufactured by immersing the crucible in water to rapidly cool the molten magnesium alloy for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium.
  • Mg Purity 99.98% Mg, MP21-31-31 (trade name, manufacturer: Timminco Co., Ltd.)
  • Test Example 5 Evaluation of corrosion rate of biodegradable implant with manganese content
  • the implant specimens of Examples 12 to 14 were cut into 9.65 cm in width, 19.66 cm in length, and 1.18 cm in thickness to prepare two specimens. After applying ultrasonic waves to the two specimens, it was immersed in the biological simulation solution of Table 2 for 3 hours and the hydrogen generation amount was measured and shown in FIG.
  • the biodegradable implant of Example 14 was extruded, the extrusion temperature was 400 ?, and the cross sectional area reduction ratio (extrusion ratio) before and after extrusion was fixed at 25: 1.
  • the biodegradable implant of Example 14 before and after extrusion was immersed in the bio simulation liquid of Table 2 for 3 hours and the amount of hydrogen generation was measured.
  • Example 19 is a photograph showing grains when the biodegradable implant of Example 14 was not extruded.
  • Example 20 is a graph showing corrosion characteristics before and after extrusion of the biodegradable implant of Example 14.
  • Magnesium and magnesium oxide in the contents shown in Table 8 were charged to a crucible having an internal diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Subsequently, while argon gas was flowed around the crucible so that magnesium and magnesium oxide in the crucible did not come into contact with air, the crucible temperature was raised from about 700 ° C. to 750 ° C. using a resistance furnace to melt magnesium and magnesium oxide. The crucible was shaken and stirred so that the molten magnesium and magnesium oxide could be mixed well with each other. The molten magnesium alloy was cooled to prepare a magnesium alloy in the solid state. In addition, when cooling, the biodegradable implant was manufactured by immersing the crucible in water to rapidly cool the molten magnesium alloy for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium.
  • Test Example 7 Evaluation of the amount of hydrogen generated in the body of a biodegradable implant containing magnesium oxide
  • Example 15 and Comparative Example 4 were inserted into the rat body to evaluate the amount of hydrogen generated in the body.
  • FIG. 21 is a photograph of a rat in which the biodegradable implant of Comparative Example 4 is inserted.
  • Example 15 when Example 15 is inserted into the body of a rat, no swelling phenomenon occurs at all.

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Abstract

본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 있어서, 상기 마그네슘은 불순물로 망간(Mn)과; 철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, 상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

Description

생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법
본 발명은 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는, 생체분해속도가 용이하게 제어될 수 있고, 강도 및 골조직과의 계면력이 우수하며, 골형성 속도를 향상시키고, 내식성과 기계적 물성이 동시에 향상되는 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
의료적 치료를 목적으로 사용되는 임플란트의 대표적 재료로는 금속, 세라믹 및 고분자 등이 있다. 이중에서 금속성 임플란트는 기계적 성질 및 가공성이 우수하다. 하지만 금속성 임플란트는 응력차폐현상(stress shielding), 이미지 왜곡(image degradation) 및 임플란트 이동(implant migration) 등의 단점이 있다. 또한, 세라믹성 임플란트는 다른 임플란트에 비하여 생체적합성이 상대적으로 우수하다. 하지만 세라믹성 임플란트는 외부 충격에 쉽게 파손되며, 가공이 어려운 단점이 있다. 또한, 고분자 임플란트는 다른 임플란트 재료에 비하여 상대적으로 강도가 약한 단점이 있다.
최근에는 인체 삽입 시 골조직 형성을 가속시키고, 영률을 낮춰 응력 차폐 현상을 방지한 다공성 임플란트가 개발되고 있다. 그러나, 이러한 다공성 임플란트는 기계적 강도가 낮아 외부 충격에 약한 단점이 있다. 또한, 인체 시술 후 소기의 목적을 달성한 후 임플란트를 제거하는 시술 과정이 필요 없는 생체분해성 임플란트에 대한 연구개발이 진행되었다. 이러한 생체분해성 재료의 의학적 적용은 1960년대 중반부터 폴리유산(polylactic acids, PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid, PGA), 또는 이들의 공중합체(copolymer)인 PLGA 등의 고분자를 위주로 이미 연구되기 시작하였다. 그러나, 생체분해성 고분자들은 낮은 기계적 강도, 분해 시의 산 발생 문제 및 생체분해속도 제어의 어려움 등으로 그 응용이 제한되어 있었다. 특히 생체분해성 고분자들은 기계적 강도가 낮은 고분자 특성으로 인하여 강한 하중을 받는 정형외과 분야나 치과 분야 임플란트에 적용하기는 힘들었다. 따라서, 생체분해성 고분자의 단점을 극복하기 위하여 몇 가지 생체분해성 재료가 연구되었다. 대표적인 것으로서는 트리-칼슘-포스페이트(tri-calcium phosphate, TCP)와 같은 세라믹이나, 생체분해성 고분자와 생체분해성 하이드록시에파타이트(hydroxyapatite, HA)의 복합재료 등이 있다.
하지만, 이러한 재료의 기계적 특성이 생체분해성 고분자에 비해 두드러지게 달라진 것이 없었다. 특히 세라믹 재료의 취약한 내충격성은 생체재료로서 치명적인 단점으로 제기되었다. 또한, 생체분해 속도 제어가 어려워 실효성에 의문이 있다.
한편, 생체분해성 임플란트는 인체 내에 적용될 때, 부하를 받는 부분이 발생되므로 고강도여야만 한다. 고강도화를 구현하기 위하여, 생체분해성 임플란트에 급속 냉각, 압출, 열처리 등 추가 공정을 수행하여 임플란트의 조직을 미세화하고 내부 잔류응력을 제어하는 것이 요구된다. 또한, 생체분해성 임플란트로 사용되는 금속의 합금 조성을 적절히 설계, 즉, 금속의 합금 조성을 변화시켜야 한다. 여기서, 합금 조성의 변화는 일반적으로 첨가원소량을 조절하여 수행되고, 합금에 포함되는 첨가원소량이 증가할수록 기계적 강도는 향상된다.
하지만, 첨가원소량이 증가하면, 임플란트를 구성하는 금속이 조성의 불균질성 및 미세조직의 불균질성이 증가하여 부식속도를 증가시키는 갈바닉 서킷(Galvanic circuit)이 형성되기 쉬운 조건이 되어, 임플란트의 부식속도가 증가된다. 따라서, 강도가 높으면서 생체분해속도가 낮은 합금소재를 임플란트에 적용하기 어렵다.
전술한 종래기술의 문제점을 해결하고자, 본 발명의 목적은 생체분해속도를 제어할 수 있는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다.
또한, 본 발명의 목적은 기존 다공성 임플란트의 낮은 기계적 강도, 내충격성을 보완하는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다.
또한, 본 발명의 목적은 내식성 및 기계적 물성을 동시에 향상시킬 수 있는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다.
또한, 본 발명의 목적은 골형성 속도를 향상시키며, 시술 후 일정 시간이 경과하면 기공을 충진하고 있는 생체분해성 금속 소재가 소멸되어 골조직으로 대체되는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다.
상기 목적을 달성하기 위하여,
본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 있어서,
상기 마그네슘은 불순물로
망간(Mn)과;
철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.
또한, 본 발명은
a)불순물로 망간(Mn)과;
철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
상기 불순물의 함량이 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 1이하인 마그네슘을 제공하는 단계; 및
b)상기 마그네슘을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.
또한, 본 발명은 하기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 이하; X는 0 초과 10 중량% 이하; 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
또한, 본 발명은 i) 상기 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및 ii)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.
또한, 본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용한 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.
또한, 본 발명은 총 중량에 대하여, 망간 0 초과 1 중량%; 및 마그네슘을 포함하는 금속 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.
또한, 본 발명은 총 중량에 대하여, 산화마그네슘(MgO) 0초과 90중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 잔량을 포함하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.
본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 생채 내에서 장기간 존재할 수 있는 이점이 있다.
또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트가 다공성 구조체를 포함하는 경우, 기공을 통하는 혈관(blood vessel)이 형성되어 골형성 속도 향상되고, 영률 감소에 따른 응력 차폐 현상이 감소된다.
또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 기계적 강도 및 내충격성을 개선할 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 내식성 및 기계적 물성이 동시에 향상되는 이점이 있다.
따라서, 본 발명에 따른 임플란트는 골대체물 또는 골치료 등에의 응용에 적합하며, 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 등으로 사용할 수 있다.
도 1은 실시예1, 비교예1 및 비교예2의 침지시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 2은 압출전 실시예3, 실시예3 및 비교예4의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 그래프이다.
도 3은 압출후의 실시예3, 실시예3 및 비교예4의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 그래프이다.
도 4는 실시예3, 실시예3 및 비교예3의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 5는 실시예3 내지 실시예6의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 6은 실시예7 내지 실시예11, 비교예3 및 비교예5의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 7은 아연함량에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 8은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 표면을 나타낸 전자현미경 사진이다.
도 9는 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편을 EDS로 분석한 표면 사진이다.
도 10은 도 8 및 도 9에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편에 나타난 부식물을 제거한 사진이다.
도 11은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 단면도이다.
도 12는 도 11의 사진을 확대한 사진이다.
도 13은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 14는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편의 단면도이다.
도 15는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 16은 2개의 실시예8의 임플란트 시편 중 하나에 초음파를 적용하고, 나머지 하는 초음파를 적용하지 않은 다음, 생체모사액에 침지시켜 시간에 따른 수소발생량을 측정한 그래프이다.
도 17은 초음파를 적용한 실시예8의 임플란트를 생체모사액에 침지시켜 시간에 따른 수소발샹량을 측정한 그래프이다.
도 18은 실시예12 내지 실시예13의 침시시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 18은 실시예14 압출전의 결정립 크기를 나타낸 사진이다.
도 19는 실시예14의 압출전후의 침시시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 20은 비교예4를 쥐(rat)의 체내에 삽입했을 경우, 체내에 발상한 수소가스의 부풀음(swelling) 현상을 나타낸 사진이다.
이하에서, 본 발명에 대하여 상세히 설명한다.
Ⅰ. 불순물을 포함하는 생체분해성 임플란트
본 발명의 생체분해성 임플란트는 마그네슘을 포함하고,
상기 마그네슘은 불순물로
망간(Mn)과;
철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하이다.
바람직하게는 상기 {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 0.5이하이다. 상기 {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)이 상술한 범위를 만족하면, 생체 내에서 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 내식성이 향상된다. 이로 인해 생체 내에서 임플란트가 보다 장기간 존재할 수 있다.
상기 불순물로 니켈(Ni)과 망간(Mn)이 포함될 때. 니켈(Ni)이 인체 알레르기 반응을 야기하고 순 Mg의 부식 속도를 증가시킨다. 따라서 니켈 함량은 100ppm 이하인 것이 더 바람직하고, 50ppm이하가 가장 바람직하다.
상기 마그네슘은 불순물로 알루미늄(Al)을 더 포함하는 것이 바람직하다.
본 발명의 생체분해성 임플란트는 상기 불순물을 포함하는 마그네슘이 다공성 구조체의 기공에 충진된 것일 수도 있다.
상기 다공성 구조체의 기공의 크기는 200 내지 500㎛인 것이 바람직하고, 상기 기공의 크기는 기술분야의 통상적인 방법을 이용하여 사용되는 분야에 따라 조절될 수 있다. 상기 기공의 크기가 상술한 범위를 만족하면, 영양분, 미네랄 및 이온의 공급을 담당하는 혈관이 기공을 통과하기 용이하다.
상기 다공성 구조체의 기공율은 5-95%인 것이 바람직하다. 여기서 기공율은 전체 부피 중 기공이 차지하는 체적비를 말한다. 상기 기공율은 적용하고자 하는 대상의 요구 강도가 높을 경우 기공율을 낮춰 다공성 구조체의 강도를 높일 수 있다. 구체적인 예를 들면, 다공성 구조체가 강도가 높은 탄탈륨과 같은 금속인 경우이거나, 단순히 손실된 골의 공동(cavity)을 채우는 역할을 할 경우 기공률을 높여도 무관하다.
상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상일 수 있다. 상기 다공성 구조체가 금속일 경우, 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 다공성 구조체가 세라믹일 경우, 칼슘 포스페이트(Calciu, Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 다공성 구조체가 고분자일 경우, 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids: PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid: PGA) 및 이들의 공중합체인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 여기서, 다공성 구조체가 상술한 고분자일 경우, 생체 내에서 분해될 수 있는 산이 발생하여 pH가 낮아지는 현상이 일어난다. 이 때, 마그네슘으로 기공이 충진된 고분자 복합재의 경우 마그네슘이 분해되면서 pH를 높이는 효과가 있으므로, 고분자와 마그네슘의 분해속도를 제어하면 생체 내에서의 pH를 임의로 조절할 수 있는 추가적인 효과도 기대할 수 있다.
상술한 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 임플란트로 사용될 수 있다. 구체적으로, 상기 임플란트는 척추용 인터바디 스페이서(interbody spacer), 본필러(bone filler), 본플레이트(bone plate), 본핀(bone pin), 본스크류(bone screw), 스캐폴드(scaffold), 스텐트(Stent) 및 인공치근 등의 임플란트로 사용될 수 있다.
Ⅱ. 불순물을 포함하는 생체분해성 임플란트의 제조방법
이하, 본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법을 설명한다.
본 발명에 따른 생체분해성 임플란트의 제조방법은
a)불순물로 망간(Mn)과;
철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
상기 불순물의 함량이 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 마그네슘을 제공하는 단계; 및
b)상기 마그네슘을 성형하는 단계를 포함한다.
상기 a)단계는 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계인 것이 바람직하다. 보다 상세하게 설명하면, 상기 a)단계는 마그네슘과 반응하지 않는 아르곤(Ar)과 같은 불활성 가스 분위기 또는 진공 분위기에서 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계일 수 있다. 또한, 상기 a)단계는 저항체에 전기를 가하여 열을 발생시키는 저항 가열 방식, 유도 코일에 전류를 흘려 유도 가열하는 방식, 또는 레이저나 집속 광에 의한 방법 등 다양한 방법을 이용하여 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계일 수 있다. 여기서, 상술한 융융방법 중 저항가열 방식이 가장 경제적이다. 마그네슘의 용융 시 불순물들이 잘 섞일 수 있도록 용융 합금(이하 용탕)을 교반하는 것이 바람직하다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 생체분해성 임플란트가, 다공성 구조체의 기공에 상기 마그네슘 합금이 충진된 것이라면, 상기 a)단계는 a-1)다공성 구조체를 준비하는 단계; 및 a-2)상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘으로 충진시키는 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 a-1)단계에서, 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종일 수 있다.
상기 다공성 구조체가 금속만을 이용하여 제조하는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.
우선, 금속을 분말 또는 선재(wire)로 제조한다. 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속을 예비성형체(Green preform)로 제조한다. 상기 예비성형체를 제조하는 방법은 소결법 및 상기 소결법이 변형된 방법을 이용할 수 있다.
상기 소결법을 이용한 예비성형체의 제조방법은 하기와 같다. 우선, 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속을 용기에 담거나 100MPa 이하의 적정한 힘으로 눌러 약한 강도를 갖게 만들고, 상기와 같이 약한 강도를 갖게된 금속을 상기 금속의 융점의 2/10 내지 9/10의 온도로 유지시켜 분말 또는 선재끼리 결합하여 기계적 강도를 갖는 예비성형체를 제조한다.
또한, 상기 소결법이 변형된 방법을 이용한 제조방법은 하기와 같다. 상기 분말 또는 선재로 제조한 금속을 그라파이트와 같은 전도성 용기에 담고, 전도성 용기에 고전류를 흘려 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속의 접촉부에서 순간적으로 열이 발생하도록 하여 소결체를 만들어 예비성형체를 제조한다.
상기 다공성 구조체가 금속 및 고분자를 포함하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.
우선, 금속을 분말 또는 선재(wire)로 제조한다. 이어서, 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속에 고분자를 혼합시키고, 온도를 상승시키는 과정에서 저온에서 고분자가 분해되어 소멸되고, 고온에서 분말 또는 선재로 제조된 금속이 소결되어 적절한 기계적 강도를 갖는 예비성형체를 제조한다. 이 때 소결 온도, 가압력, 고분자와 금속의 혼합비 등에 따라 기공율과 소결체의 강도가 결정되며 필요에 따라 적정한 조건을 선택할 수 있다. 소결온도는 다공성 구조체 제조에 사용된 소재의 종류에 따라 달라지며, 일반적으로 다공성 구조체의 융점의 1/2 내지 9/10 정도가 바람직하다. 소결 시 압력을 가하지 않더라도 소결은 일어나지만 가압력이 높을수록 소결이 빨리 진행된다. 다만, 가압력을 높일수록 장치 비용과 금형 비용 등 추가 비용이 소요되므로 적정한 압력을 선택하는 것이 좋다.
또한, 상술한 방법 외에, 상기 다공성 구조체가 금속 및 고분자를 포함하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.
우선, 고분자 표면을 금, 백금 및 Pd 등의 귀금속으로 도금한다. 그 후, 고분자를 제거하여 생체적합성이 더욱 양호한 금속 다공성 구조체를 제조할 수 있다.
상기 다공성 구조체가 수용성 염과 금속을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.
우선, 수용성 염과 금속분말을 혼합하여 고온 성형하여 예비성형체를 제조한다. 여기서, 상기 수용성 염은 NaNO2, KNO2, NaNO3, NaCl, CuCl, KNO3, KCl, LiCl, KNO3, PbCl2, MgCl2, CaCl2 및 BaCl3으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다.
이어서, 상기 예비성형체를 금속분말 융점의 2/10 내지 9/10의 온도에서 가압한다. 가압과정에서, 금속분말은 원자 이동에 의해 서로 결합되어 구조체를 형성하고, 수용성 염이 내부에 포함된 복합재를 형성하게 된다. 상기 복합재를 물에 담그게 되면 수용성 염만 녹아 나와 기공이 있는 금속 다공성 구조체가 제조된다. 더 나아가 금속 소재를 완전히 용융한 후 가스를 발생하는 발포제를 주입하여 금속 다공성 구조체를 제조할 수도 있다.
상기 다공성 구조체가 고분자 및 금속이온을 포함하는 전해액을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.
우선, 다공성 고분자의 표면을 금속이온을 포함하는 전해액을 이용하여 금속으로 도금한다. 이때, 상기 금속이온은 특별히 한정하지 않으나, Ti, Co, Cr 및 Zr으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 이어서, 온도를 올려 고분자를 제거하면 다공성 금속 구조체를 제조할 수 있다.
상기 다공성 구조체가 세라믹을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-2)단계는 하기와 같다.
우선, 세라믹 미분과 바인더 폴리머(고분자)를 혼합한다. 상기 혼합물을 폴리우레탄과 같은 제거 가능한 소재로 만들어진 폼(foam)재의 골격 구조 표면에 입힌 후 건조하여 다공성 구조체를 만든다, 그 후, 온도를 높이면 결합재 고분자의 연소 온도 부근에서 고분자가 연소하여 제거되고, 온도를 더욱 높이게 되면 남은 세라믹끼리 서로 소결되어 기계적 강도가 있는 다공성 구조체를 제조할 수 있다.
여기서, 상기 세라믹 미분은 하이드록시아파타이트(HA), 지르코니아 및 알루미나로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다.
상기 a-1)단계는 상술한 다공성 구조체의 제조방법을 변형하거나 조합하는 방법, 또는 이종 소재의 일부에 적용하여 내부와 외부의 기공율이 다르게 제어된 다공성 구조체를 제조하는 방법일 수도 있다. 후자의 방법으로는, 내부가 기공이 적거나 없는 고밀도이고 바깥쪽은 기공율이 높아 위치별 기공율이 다른 다공성 구조체를 제조할 수 있다. 이는 임플란트의 표면에서의 높은 골형성 속도를 유도하고, 전체적으로는 높은 외부 응력에 견디도록 임플란트를 제조할 경우에 사용될 수 있다. 또한, 전술한 다공성 구조체의 제조방법은 다양한 다공성 구조체 제조방법 중의 일례일 뿐이며, 다공성 구조체 제조방법을 달리하는 것에 의해 본 발명의 권리범위가 한정되는 것은 아니다.
상기 a-2)단계는, 마그네슘의 용융액에 상기 다공성 구조체를 침지시키는 방법, 상기 다공성 구조체를 고정시키고 마그네슘의 용융액을 흘려 기공이 충진되도록 하는 방법, 및 상기 두 가지 방법에서 외부로부터 1기압 이상의 압력을 가하여 용융된 마그네슘이 보다 용이하게 다공성 구조체의 기공 사이로 충진되도록 하는 방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 이용할 수 있다. 이 때 용융된 마그네슘이 기공을 충진시키는 동안 응고되지 않도록 다공성 구조체를 가열하거나 표면의 각종 오염 물질을 제거하여 용융된 마그네슘이 쉽게 기공을 채우도록 유도할 수 있다.
또한, 상기 a-2)단계는 하기와 같은 단계일 수도 있다. 보다 상세하게 설명하면, 우선 마그네슘을 고온에서, 바람직하게는 700℃ 이상에서 유지하여 기화시킨 후, 마그네슘 증기가 다공성 구조체의 기공사이를 통과하면서 기공 표면에 증착되도록 하여, 마그네슘으로 다공성 구조체의 기공을 충진시키는 단계일 수 있다.
또한, 상기 a-2)단계는 하기와 같은 단계일 수도 있다. 보다 상세하게 설명하면 마그네슘을 포함하는 염을 액체에 용해한 후, 다공성 구조체를 그 액체에 통과시키면서 다공성 구조체의 기공 표면에 마그네슘이 흡착되도록 하는 단계일 수 있다.
상기한 바와 같은 충진 방법 외에, 또 다른 변형 예로 다공성 구조체의 기공을 마그네슘 합금으로 완전히 충진시키지 않고 일부만 충진시킬 수도 있다. 즉, 다공성 구조체에 용융 마그네슘을 충진시킨 후, 마그네슘이 완전히 응고하기 전에 다공성 구조체에 고압가스를 불거나 다공성 구조체를 회전시키거나 털게 되면 응고되지 않은 마그네슘이 다공성 구조체로부터 제거되고 일부의 마그네슘만 기공에 잔존하게 되어 기공의 일부에 마그네슘이 함침된 복합재를 제조할 수 있다. 이 경우 다공성 구조체 기공의 위치별 마그네슘 충진율이 다르게 제어될 수 있다.
또 다른 변형예로, 다공성 구조체의 골격 표면에만 마그네슘이 묻어 있고, 기공은 일정부분 남아있도록 제어하여 임플란트 내부에 골형성에 필요한 미세 혈관이 쉽게 형성될 수 있도록 공간을 유지함과 동시에 마그네슘에 의해 골형성이 보다 쉽게 이루어질 수 있는 추가 효과를 기대할 수 있다.
한편, 융점이 마그네슘에 비해 낮은 고분자의 경우 다공성 구조체를 먼저 만들고, 추후에 용융된 마그네슘으로 기공을 충진시킬 경우 고분자 다공성 구조체가 제 형상을 유지할 수 없게 된다. 따라서 고분자와 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 마그네슘 분말과 고분자를 부피 분율 5:95 내지 95:5의 범위에서 혼합한 후 섭씨 150 내지 500℃로 승온하여 1기압 내지 100기압의 범위로 가압하는 방법으로 생체분해성 임플란트를 제조하는 것이 바람직하다. 상기한 조건은 고분자-Mg 생체분해성 임플란트의 바람직한 제조 조건일 뿐이며, 상기 조건에서 벗어난 조건에서도 고분자-마그네슘 생체분해성 임플란트가 성형되지 않는 것은 아니므로 제조 조건 변경에 의해 본 발명의 권리가 침해될 수 없다.
전술한 바와 같은 금속, 세라믹 및 고분자 다공성 구조체의 제조방법 및 다공성 구조체의 기공을 마그네슘 합금으로 충진시키는 방법, 마그네슘 충진 고분자 생체분해성 임플란트 제조방법은 본 발명을 예시하기 위한 것일 뿐, 본 발명의 보호범위가 이에 한정되는 것은 아니다.
본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법에 포함되는 b)단계는, 상기 용융된 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계일 수 있다.
상기 냉각방법은, 마그네슘 합금의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 이용할 수 있다. 보다 상세히 설명하면, 상기 a)단계에서 마그네슘이 용융된다면, 용융된 마그네슘이 포함된 도가니를 물에 침지시키는 방법을 이용할 수 있다. 또한, 상기 용융된 마그네슘을 아르곤 등 불활성 가스를 이용하여 분무하는 냉각방법을 이용할 수 있다. 상기 분무하는 냉각방법은 훨씬 높은 속도로 냉각되어 매우 미세한 조직을 나타낼 수 있다. 하지만, 작은 크기로 마그네슘을 주조할 경우 내부에 다수의 기공(검은 부분)이 형성될 수도 있으므로, 주의해야 한다.
상기 압출방법은, 마그네슘의 조직이 균일해지고 기계적 성능이 향상시킬 목적으로 이용된다. 상기 압출방법은 300 내지 450℃에서 이루어지는 것이 바람직하다. 또한 상기 마그네슘의 압출은 압출전후 단면적 감소비율(압출비)을 10:1 내지 30:1 내에서 수행할 수 있다. 압출비가 커질수록 압출재의 미세조직이 균일해지고, 주조시 형성된 결함이 용이하게 제거되는 장점이 있으나, 이 경우, 압출장치용량을 증가시키는 것이 바람직하다.
상기 금속가공방법은, 당 업계에서 공지된 금속가공방법이면, 특별히 한정하지 않는다. 예를 들면, 최종 제품에 가까운 형태로 가공된 형틀에 전술한 바와 같이 용융된 마그네슘을 부어서 직접 주조하는 방법, 봉상이나 판상 등의 중간재로 제조한 후 이를 선반 또는 밀링 가공하는 방법, 마그네슘 합금을 큰힘으로 가압단조하여 최종 제품 형상으로 제조하는 방법 등을 들 수 있다.
Ⅲ. Mg-Ca-X로 표시되는 생체분해성 임플란트
본 발명의 생체분해성 임플란트는 하기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0 초과 10 중량% 이하 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함한다.
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
상기 마그네슘 함금이 상술한 범위를 만족하면, 기계적 물성 및 내식성이 동시에 향상되고, 취성파괴가 일어나지 않는 생체분해성 임플란트를 제공할 수 있다.
또한, 상기 마그네슘 합금은 바람직하게는 총 중량에 대하여, 상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0.1 내지 5중량% 및 Mg은 잔량을 포함하는 것이고, 더 바람직하게는 상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0.1 내지 3중량% 및 Mg은 잔량을 포함하는 것이다. 그 이유는 혹시라도 발생할 수 있는 불순물의 부작용을 고려하여 동일 부식 속도를 구현할 경우 불순물의 함량이 적은 것이 유리하기 때문이다.
본 발명의 생체분해성 임플란트는 상기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만, X는 0 초과 10 중량% 미만 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금으로 다공성 구조체의 기공이 충진된 것일 수도 있다.
상기 다공성 구조체의 기공의 크기는 200 내지 500㎛인 것이 바람직하다. 상기 기공의 크기는 기술분야의 통상적인 방법을 이용하여 사용되는 분야에 따라 조절될 수 있다. 상기 기공의 크기가 상술한 범위를 만족하면, 영양분, 미네랄 및 이온의 공급을 담당하는 혈관이 기공을 통과하기 용이하다.
상기 다공성 구조체의 기공율은 5 내지 95%인 것이 바람직하다. 여기서 기공율은 전체 부피 중 기공이 차지하는 체적비를 말한다. 상기 기공율은 적용하고자 하는 대상의 요구 강도가 높을 경우 기공율을 낮춰 다공성 구조체의 강도를 높일 수 있다. 구체적인 예를 들면, 다공성 구조체가 강도가 높은 탄탄럼 같은 금속인 경우이거나, 단순히 손실된 골의 공동(cavity)을 채우는 역할을 할 경우 기공률을 높여도 무관하다.
상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 금속은 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 세라믹은 칼슘 포스페이트(Calciu, Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 고분자는 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids: PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid: PGA) 및 이들의 공중합체인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 여기서, 다공성 구조체가 상술한 고분자일 경우, 생체 내에서 분해될 수 있는 산이 발생하여 pH가 낮아지는 현상이 일어난다. 이 때, 마그네슘 합금으로 기공이 충진된 고분자 복합재의 경우 마그네슘이 분해되면서 pH를 높이는 효과가 있으므로, 고분자와 마그네슘의 분해속도를 제어하면 생체내에서의 pH를 임의로 조절할 수 있는 추가적인 효과도 기대할 수 있다.
상술한 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 임플란트로 사용될 수 있다. 구체적으로, 상기 임플란트는 척추용 인터바디 스페이서(interbody spacer), 본필러(bone filler), 본플레이트(bone plate), 본핀(bone pin), 본스크류(bone screw), 스캐폴드(scaffold) 및 인공치근 등의 임플란트로 사용될 수 있다.
Ⅳ. Mg-Ca-X로 표시되는 생체분해성 임플란트의 제조방법
이하, 본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법을 설명한다.
본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 ⅰ)하기 화학식 1로 표시되는 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만, X는 0 초과 10 중량% 미만 및 Mg은 67 중량% 초과 100 중량% 미만인 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및 ⅱ)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함한다.
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
여기서, 상기 마그네슘 합금에 대한 설명은 상술하였으므로 생략한다.
상기 i)단계는 상기 마그네슘 합금을 용융시켜 제공하는 단계인 것이 바람직하다. 상기 i)단계에 대한 설명은 상기 a) 단계에 대한 설명과 동일하므로 기재를 생략한다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 생체분해성 임플란트가, 다공성 구조체의 기공에 상기 마그네슘 합금이 충진된 것이라면, 상기 i)단계는 i-1) 다공성 구조체를 준비하는 단계; 및 i-2) 상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘 합금으로 충진시키는 단계를 추가로 포함할 수 있다.
상기 i-1) 단계와 i-2) 단계에 대한 설명은 상기 a-1)단계 및 a-2)단계에 대한 설명과 동일하므로 기재를 생략한다.
본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법에 포함되는 ii) 단계는, 상기 용융된 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계일 수 있다.
상기 ii) 단계에 대한 설명은 상기 b) 단계에 대한 설명과 동일하므로 생략한다.
Ⅴ. 초음파를 적용한 생체분해성 임플란트의 제조방법
본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다. 상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용하면, 생체 내에서 부식속도가 증가하여 보다 짧은 시간 내에 임플란트가 소멸되는 이점이 있다.
상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 다공성 구조일 수 있고, 불순물로 망간(Mn)과; 철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, 상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 1이하인 생체분해성 임플란트일 수 있고, 하기 화학식 1로 표시되고 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만; X는 0 초과 10 중량% 미만; 및 Mg은 67 중량% 초과 100 중량% 미만을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트일 수도 있다.
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 생채 내에서 장기간 존재할 수 있는 이점이 있다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트가 다공성 구조체를 포함하는 경우, 기공을 통하는 혈관(blood vessel)이 형성되어 골형성 속도 향상되고, 영률 감소에 따른 응력 차폐 현상이 감소된다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 기계적 강도 및 내충격성을 개선할 수 있다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 내식성 및 기계적 물성이 동시에 향상되는 이점이 있다. 따라서, 본 발명에 따른 임플란트는 골대체물 또는 골치료 등에의 응용에 적합하며, 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 등으로 사용할 수 있다.
Ⅵ. 망간의 함량을 조절한 생체분해성 임플란트
본 발명의 생체분해성 임플란트는 총 중량에 대하여, 망간 0 초과 10 중량% 이하; 철 0 초과 1중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 99중량% 이상 100중량% 미만을 포함한다. 이때 상기 망간의 함량은 0.3 내지 0.6중량%인 것이 바람직하다.
또한, 본 발명의 생체분해성 임플란트는 불순물로서 철을 더 포함하는 것이 바람직하다.
본 발명의 생체분해성 임플란트는 상술한 함량의 망간을 포함함으로써, 상기 마그네슘을 포함하는 금속에 포함된 철과 결합하여 전위차를 떨어뜨려 갈바닉 부식성을 감소시킬 수 있다. 또한, 상기 망간이 상기 마그네슘을 포함하는 금속에 포함된 철을 감싸서 마그네슘과 철의 접촉을 차단하여 부식이 발현되는 것을 방지 또는 감소시킬 수 있다.
여기서, 마그네슘을 포함하는 금속은 순수 마그네슘, 불순물을 미량 포함하는 마그네슘 또는 마그네슘 합금일 수 있다. 상기 불순물은 X는 지르코늄(Zr), 몰리브덴(Mo), 니오븀(Nb), 탄탈륨(Ta), 티타늄(Ti), 스트론튬(Sr), 크롬(Cr), 망간(Mn), 아연(Zn), 규소(Si), 인(P) 및 니켈(Ni) 중에서 선택되는 것일 수 있다.
Ⅶ. 산화마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트
본 발명의 생체분해성 임플란트는 총 중량에 대하여, 산화마그네슘(MgO) 0초과 90중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 10중량% 이상 100중량% 미만을 포함한다.
본 발명의 생체분해성 임플란트에 상술한 함량의 산화마그네슘이 포함되면, 상기 생체분해성 임플란트에 부식특성을 제어하여 체내에 상기 생체분해성 임플란트가 삽입되었을 때, 수소발생으로 인한 부풀음(swelling) 현상을 방지할 수 있다.
본 발명의 생체분해성 임플란트에 산화마그네슘의 양이 많을수록 마그네슘을 포함하는 금속의 부식성을 감소시킬 수 있으나, 상술한 범위로 포함되는 것이 가장 바람직하다.
여기서, 마그네슘을 포함하는 금속은 순수 마그네슘, 불순물을 미량 포함하는 마그네슘 또는 마그네슘 합금일 수 있다. 상기 불순물은 X는 지르코늄(Zr), 몰리브덴(Mo), 니오븀(Nb), 탄탈륨(Ta), 티타늄(Ti), 스트론튬(Sr), 크롬(Cr), 망간(Mn), 아연(Zn), 규소(Si), 인(P) 및 니켈(Ni) 중에서 선택되는 것일 수 있다.
Ⅷ. 압출로 인하여 부식특성이 제어된 생체분해성 임플란트
본 발명의 생체분해성 임플란트는 압출에 의해 소재 내부의 조대(粗大)한 결정립으로 인해 발생하는 PCP(Preferred Crystallographic Pitting Corrosion) 부식을 방지할 수 있다. 보다 상세하게 설명하면 결정립이 조대하면 결정립 사이에서 부식이 발생할 가능성이 높다. 결정립의 크기를 압출로 줄이게 되면 결정립 사이의 간격이 작아지고 이로 인해 부식을 방지할 수 있다.
이때, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)는 2:1 이상이면 특별히 한정하지 않으나, 25:1 또는 20:1을 초과하는 것이 바람직하다.
이하, 실시예를 통하여 생체분해속도 제어용 마그네슘 또는 마그네슘 합금을 포함하는 생체분해성 임플란트의 제조를 더욱 상세하게 설명한다. 다만, 하기의 실시예는 본 발명을 예시하기 위한 것일 뿐, 본 발명의 범위를 한정할 것을 의도하지 않는다.
실시예1, 실시예2 및 비교예1: 망간(Mn), 철(Fe) 및 니켈(Ni)을 포함하는 불순물 총합이 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 0초과 5이하인 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 포함하는 생체분해성 임플란트의 제조
하기 표 1에 기재된 함량의 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 철, 니켈, 망간, 알루미늄 및 마그네슘이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃ 범위로 올려 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘을 용융하였다. 용융된 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하였다.
상기 고체상태의 마그네슘 합금을 압출하였고, 압출온도는 400℃이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 15:1로 고정하였다.
표 1
Fe(중량부) Ni(중량부) Al(중량부) Mn(중량부) Mg(중량부) (Fe+Ni)/Mn
실시예1 0.0014 0.0002 0.0021 0.0015 100 2.26
실시예2 0.0092 0.0027 0.0043 0.0380 100 0.313
비교예1 0.0214 0.0027 0.0053 0.0036 100 6.69
시험예1: 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트의 부식속도 평가
실시예1, 실시예2 및 비교예1의 생체분해성 임플란트를 하기 표 2의 조성을 갖는 용액에 침지하여, 침지시간에 따른 수소 발생량으로 부식속도를 평가하였고, 결과를 도 1에 나타내었다.
표 2
몰농도[mM/L] 질량[g]
CaCl2 2H2O 1.26 0.185
KCl 5.37 0.400
KH2PO4 0.44 0.060
MgSO4?7H2O 0.81 0.200
NaCl 136.89 8.000
Na2HPO4 2H2O 0.34 0.060
NaHCO3 4.17 0.350
D-Glucose 5.55 1.000
도 1을 참조하면, 실시예1은 50시간이 경과한 후부터 수소가 발생하고, 실시예2는 침지초기부터 200시간이 경과한 시점까지, 수소가 거의 발생하지 않아, 임플란트의 부식이 거의 발생하지 않음을 알 수 있다. 반면에, 비교예1은 침지초기부터 수소가 발생함을 알 수 있다. 이러한 결과에 따라, {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 0초과 5이하인 실시예1 및 실시예2가 생체분해성 임플란트의 생체분해속도가 {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 5를 초과하는 비교예1보다 느린 것을 알 수 있다.
실시예3 내지 실시예11 및 비교예2 내지 비교예5: 생체분해성 임플란트 제조
하기 표 3에 기재된 함량의 마그네슘, 칼슘, 망간 및 아연을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘, 칼슘, 망간 및 아연이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃ 범위로 올려 마그네슘, 칼슘 및 망간을 용융하였다. 용융된 마그네슘, 칼슘 및 망간이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하였다.
상기 고체상태의 마그네슘 합금을 압출하였고, 압출온도는 400℃이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 15:1로 고정하였다.
표 3
Mg(중량%) Ca(중량%) Mn(중량%) Zn(중량%)
실시예3 89 10 1 -
실시예4 88.98 9.99 - 1.03
실시예5 86.29 10.8 - 2.91
실시예6 84.42 10.7 - 4.88
실시예7 94.88 4.62 - 0.50
실시예8 94.52 4.72 - 0.76
실시예9 93.86 4.51 - 1.63
실시예10 92.44 4.56 - 3.00
실시예11 91.23 4.65 - 4.12
비교예2 95 5 - -
비교예3 89.9 10.1 - -
비교예4 100
비교예5 AZ91: Al: 8.5~9.5%, Zn: 0.45~9%, Mg 잔량
Mg: 순도 99.98% Mg, MP21-31-31(상품명, 제조사: TIMMINCO사)
시험예1: 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트의 기계적 강도 평가
도 2는 압출전의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이고, 도 3은 압출후의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이다.
도 2는 압출전의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이고, 도 3은 압출후의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이다.
도 2 및 도 3을 참조하면, 압출 전에는 실시예3이 비교예3에 비해 항복 강도가 220㎫에서 180㎫으로 약간 떨어졌으며, 압출 후에도 320㎫에서 280㎫으로 약간 떨어졌음을 알 수 있다. 하지만, 280㎫는 부하를 받는 임플란트 제품에 충분히 적용가능한 값이므로, 제품적용에 전혀 무리가 없다. 또한, 압출전, 7%~10%에 이르지 못하던 연신율이 압출 후 12%~16%까지 증가하였는데 이는 임플란트가 외부로부터 강한 충격을 받았을 때 견디는 성능이 우수함을 의미한다.
또한, 실시예4는 강도가 220㎫에서 170㎫으로 떨어졌으나, 압출 후 비교예3과 동등한 320㎫을 유지하였다. 연신율도 압출전 12%에서 압출후 17%로 증가하여 기계적 측면에서도 비교예3과 동등 이상을 유지하고 있다.
한편, 상기에서 말하는 항복 강도는 각 그래프에서 기울기가 변하는 시점에서의 강도를 의미한다.
시험예2: 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트의 부식속도 평가
실시예3 내지 실시예11, 비교예3 내지 6의 생체분해성 임플란트를 상기 표 2의 조성을 갖는 생체 모사용액에 침지하여, 침지시간에 따른 수소 발생량으로 부식속도를 평가하였다. 그 이유는 일반적으로 임플란트의 부식속도는 마그네슘이 생분해되면 수소가 발생하기 때문에 생체 모사용액에서 수소발생량으로 측정한다.
도 4는 실시예3, 실시예4 및 비교예3의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타내 그래프이다. 도 5는 압출전의 실시예4 내지 실시예6의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다. 도 6은 압출전의 실시예7 내지 실시예11, 비교예2 및 비교예4의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다. 도 7은 아연함량에 따른 수소발생량의 결과를 나타내었다.
도 4를 참조하면, 비교예3은 5시간 이후 급속분해가 시작되지만, 실시예3는 17시간이 지난 후, 급속분해가 시작됨을 알 수 있다. 또한, 실시예4는 침지 후 30일이 경과하여도 급격한 부식현상이 발생하지 않았다. 따라서, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 비교예3에 비해 내식성이 우수함을 알 수 있다.
도 5 및 6을 참조하면, Zn 함량에 따른 부식속도를 알 수 있는데, 아연 함량이 증가할수록 부식속도가 증가함을 알 수 있다.
도 7을 참조하면, 수소 발생량 0.5ml/cm2 이 될 때의 Zn함유량별 부식 속도를 보여주었다. 부식속도를 보면 본 합금의 최적 조성은 0.1~5% 이나 바람직하게는 0.1~3%라 할 수 있다. 그 이유는 부식 속도 동일한 구간이 존재하나, 인체에 혹시라도 모를 Zn 부작용을 고려한다면 동일 부식 속도를 구현 한다는 가정하에 Zn 의 함유량이 적은게 좋을 것으로 판단한다.
한편, x축에서 0.5는 실시예7, 0.76은 실시예8, 1.63은 실시예9, 3은 실시예10, 4.12는 실시예11을 나타낸다.
도 8은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 표면을 나타낸 전자현미경 사진이고, 도 9는 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편을 EDS로 분석한 표면 사진이다. 도 10은 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편에 나타난 부식물을 제거한 사진이다.
도 8 및 도 9를 참조하면, 표면에 부식물이 생성되었음을 알 수 있다. 상기 부식물에 대해 분석해본 결과 구성요소는 표 4에 나타내었다.
표 4
구성요소 Mass(%) Atom(%)
0 33.076 52.0767
Mg 5.580 5.7816
P 19.398 15.7781
Ca 41.946 26.3635
합계 100.000 100.0000
표 4를 참조하면, 부식물의 구성요소로 산소가 측정된 것으로 보아, 실시예7의 임플란트 시편이 산화되었다는 것을 알 수 있고, 인과 칼슘은 생체모사 용액에서 유래되었을 것이라 예측할 수 있다. 따라서, 인과 칼슘을 포함하는 부식물로 인해 골의 결합효과가 증대될 것이라는 것을 예측할 수 있다.
도 10은 도 8 및 도 9에 나타난 부식물을 제거한 것을 나타낸 사진으로서, 부식물이 제거된 실시예7의 임플란트 시편을 분석한 결과를 표 5에 나타내었다.
표 5
구성요소 Mass(%) Atom(%)
0 7.749 11.4133
Mg 90.178 87.4252
P 0.521 0.3968
Ca 0.903 0.5305
Zn 0.649 0.2342
합계 100.000 100.0000
표 5를 참조하면, 부식물이 제거된 뒤에도 인과 칼슘이 남아 있는 것을 알 수 있다. 이로 인해 생체모사용액에서 유래된 인과 칼슘은 쉽게 제거되지 않음을 알 수 있다.
도 11은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 단면도이고, 도 12는 도 11의 사진을 확대한 사진이고, 도 13은 61시간 동안 상기 표 2의 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 11 내지 도 13을 참조하면, 마그네슘 사이에 밝은색 선처럼 생긴 것은 Mg2Ca이고, 짙은색 선처럼 생긴 선은 부식된 영역임을 알 수 있다. 검은색 선이 서서히 마그네슘에 파고들면서 부식이 진행됨을 알 수 있다.
도 14는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편의 단면도이다.
도 15는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 14 및 도 15를 참조하면, Mg-Ca-Zn의 화합물이 Mg2Ca(Zn)을 감싸준다는 것을 알 수 있고, 아연의 함량이 증가할 때, Mg2Ca에 아연이 더 함유된다는 것을 알 수 있다.
시험예3: 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트의 부식속도 평가
실시예7 내지 실시예11 및 비교예2의 임플란트 시편의 항복강도, 파괴강도 및 연신율을 측정하여 표 6에 나타내었다.
표 6
항복강도/파괴강도 연신율(%)
실시예7 84±3/180±10 11.8±0.4
실시예8 107±2/240±15 13.9±0.5
실시예9 97±2/203±10 9.5±1
실시예10 103±2/255±14 12.2±0.6
실시예11 109±2/247±11 14.6±2
비교예2 87±3/180±10 10.5±0.3
시험예4: 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용했을 때의 부식속도 평가
실시예8의 임플란트 시편을 가로 9.65㎝, 세로 19.66㎝, 두께1.18㎝로 절단 하여 2개의 시편으로 준비하였다. 2개의 시편에 초음파를 적용한 후, 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하여 도 15 및 도 16에 나타내었다.
도 16 및 도 17을 참조하면, 초음파를 적용한 시편이 수소발생량이 많아 부식이 좀 더 빨리 발생하는 것을 알 수 있다.
실시예12 내지 실시예14: 생체분해성 임플란트 제조
하기 표 7에 기재된 함량의 마그네슘 및 망간을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘 및 망간이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃ 범위로 올려 마그네슘 및 망간을 용융하였다. 용융된 마그네슘 및 망간이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하여 생체분해성 임플란트를 제조하였다.
표 7
Mg(중량%) Mn(중량%)
실시예12 잔량 0.0015
실시예13 잔량 0.097
실시예14 잔량 0.51
Mg: 순도 99.98% Mg, MP21-31-31(상품명, 제조사: TIMMINCO사)
시험예5: 망간의 함량을 조절한 생체분해성 임플란트의 부식속도 평가
실시예12 내지 14의 임플란트 시편을 가로 9.65㎝, 세로 19.66㎝, 두께1.18㎝로 절단 하여 2개의 시편으로 준비하였다. 2개의 시편에 초음파를 적용한 후, 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하여 도 18에 나타내었다.
도 18을 참조하면, 망간이 0 초과 1중량% 이하로 포함되면, 50시간 이후에 부식이 발생하기 시작하며, 0.5 중량% 이상으로 망간이 포함되었을 경우 부식특성이 가장 잘 제어됨을 알 수 있다.
시험예6: 압출한 생체분해성 임플란트의 부식속도 평가
실시예14의 생체분해성 임플란트를 압출하였고, 압출온도는 400?이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 25:1로 고정하였다.
압출전후의 실시예14의 생체분해성 임플란트를 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하였다.
도 19는 실시예14의 생체분해성 임플란트를 압출하지 않았을 때의 결정립을 나타낸 사진이다.
도 19를 참조하면, 결정립을 따라 PCP 부식이 발생할 것을 알 수 있다.
도 20은 실시예14의 생체분해성 임플란트의 압출전후의 부식특성을 나타낸 그래프이다.
도 20을 참조하면, 압출을 실시하지 않으면, 부식특성이 저하되는 것을 알 수 있다.
실시예15: 생체분해성 임플란트 제조
하기 표 8에 기재된 함량의 마그네슘 및 산화마그네슘을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘 및 산화마그네슘이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃범위로 올려 마그네슘 및 산화마그네슘을 용융하였다. 용융된 마그네슘 및 산화마그네슘이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하여 생체분해성 임플란트를 제조하였다.
표 8
Mg(중량%) MgO(중량%)
실시예15 잔량 10
시험예7: 산화마그네슘을 포함한 생체분해성 임플란트의 체내 수소발생량 평가
실시예15 및 비교예4를 쥐(rat)의 체내로 삽입하여 체내 수소발생량을 평가하였다.
도 21은 비교예4의 생체분해성 임플란트를 삽입한 쥐(rat)을 촬영한 사진이다.
도 21을 참조하면, 쥐의 체내에서 수소가 발생하여 부풀음 현상이 나타난 것을 알 수 있다.
하지만, 실시예15를 쥐의 체내에 삽입하면 부풀음 현상이 전혀 발생하지 않는다.

Claims (36)

  1. 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 있어서,
    상기 마그네슘은 불순물로
    망간(Mn)과;
    철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
    상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고,
    {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 0.5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 불순물은 알루미늄을 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트
  4. 청구항 1에 있어서,
    상기 마그네슘은 다공성 구조체의 기공에 충진된 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  5. 청구항 4에 있어서,
    상기 다공성 구조체의 기공은 크기가 200 내지 500㎛인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  6. 청구항 4에 있어서,
    상기 다공성 구조체는 기공율이 5 내지 95% 범위인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  7. 청구항 4에 있어서,
    상기 마그네슘이 다공성 구조체 기공의 전체 또는 위치별로 충진율이 다르게 충진된 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  8. 청구항 4에 있어서,
    상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생분해성 임플란트.
  9. 청구항 8에 있어서,
    상기 금속은 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  10. 청구항 8에 있어서,
    상기 세라믹은 칼슘 포스페이트(Calcium Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  11. 청구항 8에 있어서,
    상기 고분자는 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids, PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid, PGA), 또는 이들의 공중합체(copolymer)인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  12. 청구항 1에 있어서,
    상기 생분해성 임플란트는 정형외과, 치과, 성형외과 및 혈관으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상의 용도로 이용되는 것을 특징으로 하는 생분해성 임플란트.
  13. a)불순물로 망간(Mn)과;
    철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
    상기 불순물의 함량이 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 마그네슘을 제공하는 단계; 및
    b)상기 마그네슘을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  14. 청구항 13에 있어서,
    상기 a)단계는,
    a-1)다공성 구조체를 준비하는 단계; 및
    a-2)상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘으로 충진시키는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  15. 청구항 13에 있어서,
    상기 b)단계는 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  16. 하기 화학식 1로 표시되고,
    총 중량에 대하여,
    Ca은 0 초과 23 중량% 이하;
    X는 0 초과 10 중량% 이하; 및
    Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트:
    <화학식 1>
    Mg-Ca-X
    상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
  17. 청구항 16에 있어서,
    상기 마그네슘 합금은
    총 중량에 대하여,
    상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하;
    상기 X는 0.1 내지 5 중량%; 및
    상기 Mg은 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  18. 청구항 16에 있어서,
    상기 마그네슘 합금은
    총 중량에 대하여,
    상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하;
    상기 X는 0.1 내지 3 중량%; 및
    상기 Mg은 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  19. 청구항 16에 있어서,
    상기 마그네슘 합금은 다공성 구조체의 기공에 충진되는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  20. 청구항 19에 있어서,
    상기 다공성 구조체는 기공율이 5 내지 95%인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  21. 청구항 19에 있어서,
    상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종으로 제조된 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  22. 청구항 21에 있어서,
    상기 금속은 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  23. 청구항 21에 있어서,
    상기 세라믹은 칼슘 포스페이트(Calcium Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  24. 청구항 21에 있어서,
    상기 고분자는 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids, PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid, PGA), 또는 이들의 공중합체(copolymer)인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  25. 청구항 16에 있어서,
    상기 임플란트는 정형외과, 치과, 성형외과 및 혈관으로 이루어진 군에서 선택되는 1종의 용도로 사용하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  26. i)하기 화학식 1로 표시되는 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만, X는 0 초과 10 중량% 미만 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및
    ii)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법:
    <화학식 1>
    Mg-Ca-X
    상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
  27. 청구항 26에 있어서,
    상기 i)단계는,
    i-1)다공성 구조체를 준비하는 단계; 및
    i-2)상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘 합금으로 충진시키는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  28. 청구항 26에 있어서,
    상기 ii)단계는 상기 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  29. 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용한 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  30. 청구항 29에 있어서,
    상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 다공성 구조인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  31. 청구항 29에 있어서,
    상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 불순물로
    망간(Mn)과;
    철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고,
    상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고,
    {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.
  32. 청구항 29에 있어서,
    상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는
    하기 화학식 1로 표시되고,
    총 중량에 대하여,
    Ca은 0 초과 23 중량% 미만;
    X는 0 초과 10 중량% 미만; 및
    Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법:
    <화학식 1>
    Mg-Ca-X
    상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
  33. 총 중량에 대하여,
    망간 0 초과 10 중량%;
    철 0 초과 1 중량%; 및
    마그네슘을 포함하는 금속 99중량% 이상 100중량% 미만을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  34. 청구항 33에 있어서,
    상기 망간 0.3 내지 0.6 중량%을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  35. 청구항 33에 있어서,
    상기 마그네슘을 포함하는 금속은 순수마그네슘, 불순물을 포함한 마그네슘 또는 마그네슘 합금인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.
  36. 총 중량에 대하여,
    산화마그네슘(MgO) 0초과 90중량% 이하; 및
    마그네슘을 포함하는 10중량% 이상 100중량% 미만을 포함하는 생체분해성 임플란트.
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