WO2011074779A2 - 임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트 - Google Patents

임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트 Download PDF

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    • A61L2400/18—Modification of implant surfaces in order to improve biocompatibility, cell growth, fixation of biomolecules, e.g. plasma treatment

Definitions

  • the present invention relates to a surface treatment method of an implant using a hydrothermal reaction and an implant surface treated by the method as a surface treatment method of an implant that has excellent binding force with bone tissue and promotes new bone formation.
  • the present invention relates to a surface treatment method of an implant which can enhance the effect of osseointegration and can have relatively good mechanical properties, and an implant surface treated by the method.
  • Implants are the replacements that are originally restored when human tissue is lost, but dental implants are the implantation of artificial teeth. That is, it is used to semi-permanently implant artificial teeth in human jawbone. In the case of general prosthetics or dentures, the surrounding teeth and bones are damaged over time, but the implants do not damage the surrounding dental tissues and have the same function or shape as natural teeth and do not cause tooth decay.
  • Artificial tooth treatment using an implant is performed by drilling a implantation position using a predetermined drill, implanting the implant into the alveolar bone, which is the jaw bone (also referred to as implantation), and fusion fusion to the bone, and then joining the abutment to the implant. This is done by putting the final prosthesis on the preparation. Implant procedures have shown that not only single-loss repairs, but also partial and degenerative teeth, improve the function of dentures, improve the aesthetic aspects of dental prosthetic repair, and also disperse excessive stress on surrounding alveolar tissue. It also helps stabilize the teeth. Intraosseous implant procedures to replace currently missing teeth have demonstrated long-term success and predictability of treatment.
  • Titanium (Ti) and titanium alloys which are commonly used as an intraosseous implant material in the dental and orthopedic areas, are generally not directly bonded to bone tissue due to their bioinert properties.
  • the ceramic material including hydroxyapatite having bioactivity is coated on the surface of the metal implant by plasma spraying to give the bioactivity to the implant to enhance clinical success rate through enhanced bone formation ability. A method has been tried.
  • the early bone formation promotes the weakness of the coating due to the weakness of the coating, the coating layer falling off and heterogeneous crystal phase in the long term, the success rate of the implant is known to be greatly reduced.
  • the implant surface produced by the anodization method has a micron porous structure but does not maintain the unique surface structure of the micron unit formed by the blasting process and the coating layer is dropped due to the relatively thick 0.5-10 ⁇ m oxide layer. It can be a potential problem (Korean Patent Publication No. 2004-0046248; Sul et al. J Biomed Mater Res A 2009; 89: 942-950).
  • An object of the present invention is to solve the problems of various surface treatment methods that have been attempted to impart bioactivity to implants as described above, and are essential for biomechanical interlocking in vivo. It can preserve the fine surface property in metric unit, and it has excellent biocompatibility, so it can expect synergistic effect in improving bone tissue response when used in vivo as well as enhance the effect of osteointegration and relatively.
  • the present invention provides an implant surface treatment method capable of having excellent mechanical properties and an implant surface treated by the surface treatment method.
  • the present invention it is possible to preserve the surface properties including the micro-roughness and surface structure of the micron unit essential for bone formation of the implant in vivo, the effect of magnesium ions properly released from the oxide layer and the properties of additional nanoporous structure Due to the excellent biocompatibility and synergistic effect can be expected in improving the bone tissue response to promote new bone formation when used in vivo as well as to enhance the effect of bone union (osseointegration), the characteristics of the titanium oxide layer Due to this relatively good mechanical and physical properties.
  • FIG. 1 is a process flowchart showing an example of a surface treatment method of an implant according to the present invention.
  • FIG. 14 shows the results of X-ray photoelectron spectroscopy which was subjected to hydrothermal reaction in Examples and Comparative Examples.
  • FIG. 15 shows that the number of initially attached cells was significantly higher than that of the sample subjected to hydrothermal reaction after grinding for 30 minutes and cultured with the number of cells attached for 30 minutes and 1 hour in cell culture.
  • Figure 16 shows that the number of cells proliferated in all groups on the first day of culture and the number of cells proliferated on day 1 and 3 are similar.
  • 17 is a result of measuring alkaline phosphatase activity indicating the degree of differentiation into osteoblasts capable of forming bone tissue on days 3, 7, and 14 of the cell culture.
  • the present invention comprises the steps of: a) depositing an implant comprising titanium or a titanium alloy in an electrolyte solution comprising magnesium ions; And b) reacting the magnesium ions with the titanium or titanium alloy of the implant through a hydrothermal reaction under temperature, pressure and time conditions to form an oxide layer of nanoporous structure in which magnesium ions are bonded to the surface of the implant. It provides a surface treatment method of an implant comprising a step.
  • the present invention is an implant comprising a titanium or titanium alloy; And provided on the implant surface, provides an implant comprising a titanium oxide film layer of nanoporous structure to which magnesium ions are bonded.
  • the surface treatment method of an implant comprises the steps of: a) depositing an implant comprising titanium or a titanium alloy in an electrolyte solution containing magnesium ions; And b) reacting the magnesium ions with the titanium or titanium alloy of the implant through a hydrothermal reaction under temperature, pressure and time conditions to form an oxide layer of nanoporous structure in which magnesium ions are bonded to the surface of the implant. Steps.
  • the implant deposited in step a) may comprise pure titanium, other metals in titanium (Ti), for example aluminum (Al), tantalum (Ta), niobium (Nb), vanadium (V), zirconium It may also comprise a titanium alloy to which at least one of (Zr), tin (Sn) and molybdenum (Mo) is added.
  • Ti titanium
  • Al aluminum
  • Ta tantalum
  • Nb niobium
  • V vanadium
  • zirconium It may also comprise a titanium alloy to which at least one of (Zr), tin (Sn) and molybdenum (Mo) is added.
  • Ti-6Al-4V More specifically pure titanium or for example Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Nb, Ti-30Nb, Ti-13Nb-13zr, Ti-15Mo, Ti-35.3Nb-5.1Ta-7.1Zr, Ti-29Nb -13Ta-4.6Zr, Ti-29Nb-13Ta-2Sn, Ti-29Nb-13Ta-4.6Sn, Ti-29Nb-13Ta-6Sn, and Ti-16Nb-13Ta-4Mo.
  • the magnesium ions of the electrolyte solution may play the following roles.
  • the magnesium ions serve to enhance the implant surface adhesion of bone forming cells, making bone formation more advantageous.
  • magnesium ions are involved in cell adhesion mechanisms mediated by integrins, and are also co-factors of many enzymes in the body and may play a role in stabilizing DNA and RNA structures. Magnesium ions can enhance the interfacial strength of the implant with bone tissue.
  • the molar concentration of the magnesium ion feeder in the electrolyte solution in step a) may be 0.001M or more, and more preferably 0.001 ⁇ 1M.
  • an electrolyte solution may be prepared using an aqueous magnesium solution having a concentration of 0.001 M to 1 M. This allows an oxide film layer having an appropriate thickness to be formed on the implant surface.
  • the electrolyte solution may include a magnesium ion feeder and a mineralizer. This electrolyte solution can be used to form a surface layer in which magnesium ions are bonded to the titanium oxide film.
  • the magnesium ion supplying agent may include at least one selected from magnesium oxide (MgO, magnesium oxide), magnesium hydroxide (Mg (OH) 2 ), and magnesium chloride (MgCl 2 ). This may be exemplified, but the present invention is not limited thereto and may be used in various ways as long as it can supply magnesium ions.
  • MgO magnesium oxide
  • Mg (OH) 2 magnesium hydroxide
  • MgCl 2 magnesium chloride
  • the mineralizer may include one or more selected from sodium hydroxide (NaOH, sodium hydroxide) and potassium hydroxide (KOH, potassium hydroxide).
  • the molar concentration of the mineralizer may be 0.01 to 5M.
  • the molar concentration is 0.01 ⁇ 5M it can prevent the crystallinity is lowered in the oxide film layer formed on the surface of the implant through the hydrothermal reaction and can promote the reaction.
  • the mineralizer is strong alkaline, when used in the concentration range may form an oxide layer having a high crystallinity on the implant surface.
  • the oxide layer will be too thick it may not be able to maintain a unique surface structure in the application of the present invention in order to enhance the bone formation ability of the implant having a surface structure of micron or submicron unit .
  • the concentration of the mineralizer may be 0.01 ⁇ 0.1M.
  • the oxide layer is particularly preferable since it can provide a nanoporous structure having a size of 20 to 50 nm.
  • a porous structure of about 200 nm may be formed.
  • a 200 nm porous structure may be undesirable in the case of an acid corrosion implant having a surface structure of submicron units in general. have.
  • the surface treatment method of the implant according to the present invention before immersing the implant of step a) in the electrolyte solution, after cutting the implant, at least one of sandblasting or acid corrosion treatment, washing, drying and storage It may further comprise a pretreatment step to perform.
  • the hydrothermal reaction of step b) may be performed under conditions of 100 to 250 ° C., 1 to 20 atm, and 1 hour or more.
  • the hydrothermal reaction of step b) may be performed for 1 hour or more, for example, 1 to 24 hours.
  • the hydrothermal reaction of step b) may be made in a sealed hydrothermal reactor coated with Teflon, it may be preferably made of 100 ⁇ 250 °C, 1 ⁇ 20atm, conditions for 1 hour or more.
  • Teflon reactor since the use temperature of the general Teflon reactor (Teflon reactor), it may be difficult to use.
  • the maximum reaction temperature of the Teflon reactor is generally limited to 250 ° C. If the reaction exceeds this temperature, for example, a reactor made of SUS metal material should be used. In this case, the reaction with the sample may occur, but the reaction of the sample may occur due to excessive electrolyte consumption due to the simultaneous reaction between the metal material reactor and the electrolyte solution. It may be difficult to obtain optimal hydrothermal reaction conditions.
  • the surface treatment method of the implant according to the present invention may further comprise the step of washing and drying the oxide film layer formed in the step b).
  • deionized water may be used for ultrasonic cleaning for several seconds to several tens of minutes, followed by drying.
  • the surface treatment method of the implant according to the present invention may further include a step of heat-treating the implant in which the oxide layer of step b) is formed.
  • the reason for performing the heat treatment is to prevent the weakening of the mechanical physical properties due to hydrogen embrittlement generated through hydrothermal reaction using an acid, for example, at a temperature of about 300 to 500 °C, for example, 1 hour or more, preferably The heat treatment may be performed for 1 to 24 hours.
  • the oxide layer formed in step b) may be a titanium oxide layer having a nanoporous structure to which magnesium ions are bonded.
  • the oxide layer may have a nanoporous structure of 50 nm or less.
  • Such nanoporous structures can facilitate the internal adsorption of cell adhesion proteins and various growth factors in the body. This may promote bone union of the implant by promoting adhesion and differentiation of osteogenic cells.
  • the increase in the size of the porous structure is a result of the relatively large size of the surface nanostructure forming the porous structure, for example, by plasma spraying.
  • the nanoporous structure is a structure that is secondary to the surface nanostructure
  • the increase in the size of the porous structure is a result of the relatively large size of the surface nanostructure forming the porous structure, for example, by plasma spraying.
  • submicron units such as 0.5 ⁇ m or less Having a surface structure, if the nanostructure produced by the present invention grows larger, it may be closed without completely maintaining the surface structure of the inherent submicron units originally formed by acid corrosion.
  • the oxide layer formed in step b) may be preferably 50 nm or less, and more preferably 20 to 50 nm nanoporous structure. Nanoporous structure of 20 ⁇ 50nm can be confirmed through the high magnification electron micrographs of Figures 2c and 3c.
  • the Ra value of the oxide layer formed in step b) may be similar to the inherent Ra value of the implant after pretreatment of the implant before deposition, due to the nature of the nanoporous surface structure.
  • the implant according to the present invention an implant comprising a titanium or titanium alloy; And a titanium oxide film layer having a nano-porous structure provided on the implant surface and having magnesium ions bonded thereto.
  • the fine roughness of the micron or submicron unit formed by conventional mechanical cutting, sand blasting or acid corrosion And its original surface structure when applied to an existing implant surface having a surface structure, which promotes the differentiation of osteoblasts possessed by the implant, and the advantages of bone formation of micromechanical bonds with bone tissue in vivo. can be maintained. This can provide a significant synergistic effect in bone union compared to the existing implant. In addition, it can have a relatively good mechanical physical properties.
  • the implant is deposited in an electrolyte solution containing magnesium ions and mineralizer (S1).
  • S1 magnesium ions and mineralizer
  • the implant may optionally undergo a pretreatment step prior to depositing the implant made of titanium or titanium alloy.
  • the surface of the implant may be cut, may be subjected to acid or sand blasting after cutting, and may be washed, dried after cutting, acid or sand blasting.
  • an oxide layer having a surface structure in nanometer (nm) units is formed on the surface of the implant through hydrothermal reaction (S2).
  • S2 hydrothermal reaction
  • an oxide layer having a nanometer (nm) surface structure and a nanoporous structure having a size of 20 to 50 nm may be formed on the implant surface.
  • the implant on which the oxide film layer is formed may be dried after ultrasonic cleaning, for example, for several seconds to several tens of minutes using deionized water.
  • the heat treatment may be performed on the implant on which the oxide layer is formed, but this step may be omitted.
  • the surface-modified implant is completed through a conventional implant manufacturing process.
  • a commercial net titanium rod having a diameter of 14 mm was cut to make a disk having a thickness of 2 mm.
  • pretreatment was performed using the following two treatment methods.
  • the surface was polished stepwise with SiC abrasive paper up to # 800, and then ultrasonically washed with acetone, alcohol, and distilled water sequentially for 15 minutes.
  • Another type of specimen was prepared by performing a blasting treatment using hydroxyapatite particles having a size of 100 ⁇ m after polishing as described above. After the blasting treatment, residual particles used for blasting were removed using a nitric acid solution, and then ultrasonically washed with acetone, alcohol, and distilled water sequentially for 15 minutes. After washing, dried in air on a sterile workbench and stored.
  • magnesium oxide (MgO) and 0.1 M of sodium hydroxide were dissolved in deionized water to prepare an electrolyte solution.
  • ultrasonic cleaning was performed for 30 minutes using deionized water, followed by drying for 24 hours in air.
  • MC3T3-E1 osteoblast-like cells derived from mouse calvaria were cultured on the specimens, and then cell adhesion, proliferation, and osteoblast differentiation. The degree of osteoblast differentiation was evaluated.
  • the specimens polished in the same manner as in Example were washed after performing hydrothermal reaction in the same manner by increasing the concentration of mineralizer to 0.2 M and 0.5 M.
  • the anisotropic abrasive mark produced by the polishing process at 3000 magnification of FIG. 2 was well preserved as it was, and no formation of an unusual microstructure was observed.
  • the anisotropic abrasive mark produced by the polishing process at 3000 magnification of FIG. 12 was formed to some extent an additional microstructure.
  • Ra values of the specimens before and after the hydrothermal reaction were measured using an optical profilometer.
  • the Ra value of the specimen subjected to the hydrothermal reaction after polishing by the pretreatment was 0.49 ⁇ 0.03 ⁇ m, which was slightly higher than the specimen subjected to the polishing by the pretreatment in the Example.
  • Table 1 shows the results of measuring the surface roughness.
  • Mg is the value after the surface treatment of FIGS. 2 to 4
  • Ma is the value of the specimen before the surface treatment
  • RBM is the value before the surface treatment of FIGS. 5 to 7
  • RBM / Mg is the value of the specimen after the surface treatment.
  • the surface roughness values here indicate that the Ra values differ by several tens of nm, indicating no change at all in the microns, so the difference before and after the surface treatment is less than 100 nm.
  • Example 2 the hydrothermal reaction specimens were immersed in 3 mL of physiological saline solution for 1, 3, 7 days, and then the amount of magnesium ions released was evaluated by inductively coupled plasma atomic emission spectroscopy.
  • the surface (Ma) of MC3T3-E1 cells derived from mouse calvaria, which is osteoblast-like cells (Ma), the surface subjected to hydrothermal reaction after polishing (Mg), blasted surface (RBM), after blasting hydrothermal reaction (RBM / Mg) inoculated 40,000 cells per disk (disk) inoculated and cultured each cell (attachment) ), Proliferation, and differentiation were evaluated.
  • Figure 16 is the number of cells proliferated on day 1 and 3 of the cell culture, the number of cells proliferated in all groups were similar on the day of culture.
  • FIG. 17 is a result of measuring alkaline phosphatase activity indicating the degree of differentiation into osteoblasts capable of forming bone tissue on days 3, 7, and 14 of cell culture.
  • the hydrothermal reaction After grinding, the hydrothermal reaction showed alkaline phosphatase activity similar to that of the blasted surface, and the hydrothermal reaction after blasting showed the alkaline phosphatase activity in all groups. (P value ⁇ 0.001; One-way ANOVA statistical analysis).
  • the nanoporous oxide layer bonded with magnesium ions formed by the hydrothermal reaction has excellent biocompatibility by promoting adhesion, proliferation and differentiation of osteoblasts.
  • the titanium oxide film layer combined with magnesium ions preserves the fine structural characteristics of the micron unit formed by polishing and blasting as it is, and unlike the conventional surface treatment for imparting bioactivity, bone tissue including new bone formation when used in vivo A synergistic effect can be expected in improving the reaction.
  • the size of the nanostructure showed a porous structure increased up to about 200 nm using 0.5M NaOH.
  • 0.2 M NaOH spherical and porous structures of 100 nm size are mixed around 50 nm, indicating that the surface structure is not uniform.
  • a relatively low NaOH concentration 0.1 M
  • the combined oxide layer which is magnesium ions formed under these conditions, was formed by a micron or a conventional surface treatment method.
  • the implant treated according to the present invention has a nanoporous structure and has surface characteristics of a titanium oxide layer bonded to magnesium ions, and thus surface characteristics of a micron or submicron unit formed by conventional acid corrosion or blasting.
  • the additional surface properties of the nano-porous structure can have a synergistic effect in the bone union of the implant.
  • the implants surface-treated according to the present invention have various hierarchical surface structures in which nanoporous structures are further added to the surface structures of the micron and submicron units formed according to the pretreatment method.
  • Magnesium ions which promote adhesion and differentiation of forming cells, may exhibit complex surface properties coupled to oxide films.
  • the nanoporous structure of about 50nm size prepared by the present invention contributes to the enhancement of the reactivity of magnesium ions in the body and additionally to the surface area of the implant cell adhesion mediator including fibronectin present in the body fluid and By promoting surface adsorption of various growth factors, it is possible to improve the adhesion and future response of osteoblasts.
  • the surface treatment method of the implant and the implant surface treated by the method is excellent in biocompatibility and can be used in the surface treatment method of the implant excellent in improving bone tissue response when used in vivo.

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Abstract

본 발명은, a) 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트를, 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에 침적하는 단계; 및 b) 온도, 압력 및 시간 조건에 의한 수열반응을 통해, 상기 마그네슘 이온과 상기 임플란트의 티타늄 또는 티타늄 합금이 반응하여, 상기 임플란트의 표면에 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 산화막층을 형성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트를 제공한다.

Description

임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트
본 발명은, 골조직과의 결합력이 우수하며 신생골 형성을 촉진하는 임플란트의 표면처리방법으로서 수열반응을 이용한 임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트에 관한 것이다.
보다 상세하게는, 생체 내에서 생체/기계적 결합(biomechanical interlocking)에 필수적인 마이크로미터 단위의 미세한 표면특성을 보존할 수 있으며, 생체적합성이 우수하여 생체 내에 사용시 골조직 반응을 향상시키는데 있어서 종래보다 상승효과를 기대할 수 있을 뿐만 아니라 골융합(osseointegration)의 효과를 증진할 수 있고, 상대적으로 우수한 기계적 성질을 가질 수 있는 임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트에 관한 것이다.
임플란트는 원래 인체조직이 상실되었을 때, 회복시켜 주는 대치물을 의미하지만 치과에서는 인공으로 만든 치아를 이식하는 것을 말한다. 즉, 인간의 턱뼈에 인공치아를 반영구적으로 매식하기 위해 사용하는 것을 말한다. 일반 보철물이나 틀니의 경우, 시간이 지나면 주위 치아와 뼈가 상하지만 임플란트는 주변 치아조직을 상하지 않게 하며 자연치아와 기능이나 모양이 같으면서도 충치가 생기지 않으므로 반영구적으로 사용할 수 있는 장점이 있다.
임플란트를 이용한 인공치아 시술은, 소정의 드릴을 이용하여 매식위치를 천공한 후, 임플란트를 턱뼈인 치조골에 매식(식립이라고도 함)하여 뼈에 골융합시킨 다음, 임플란트에 지대치(Abutment)를 결합시킨 연후에 지대치에 최종 보철물을 씌움으로써 완료된다. 임플란트 시술에 의하면 단일 결손치 수복은 물론이거니와 부분 무치아 및 완전 무치아 환자에게 의치의 기능을 증진시키고 치아 보철 수복의 심미적인 면을 개선시키며, 나아가 주위의 치조골조직에 가해지는 과도한 응력을 분산시킴과 아울러 치열의 안정화에 도움을 준다. 현재 상실된 치아를 대체하기 위한 골내 임플란트 시술은 장기적인 성공률과 치료의 예지성이 입증되었다. 그러나 장기적인 임플란트의 성공은 환자의 정신적 상태뿐만 아니라 시술 부위의 골질과 골량을 포함한 국소적인 골조직 상태에 크게 영향을 받는다. 이와 연관하여 상악 구치부 같이 골질이 불량한 부위에서 임플란트 실패율이 높게 나타나고 있다는 것으로 보고 되고 있다(Jaffin 등, 1991).
이에, 최근에는 국소적인 골조직 상태가 불량한 부위에서 임플란트의 성공률을 높이고 치유기간을 단축하기 위해 많은 시도가 이루어져 왔다. 치과와 정형외과 영역에서 골내 임플란트 재료로 주로 사용되는 티타늄(Ti)과 티타늄 합금은 일반적으로 생체 불활성의 성질로 인해 골조직과의 직접적인 결합은 이루어지지 않는다. 이로 인해 생체활성을 가진 하이드록시아파타이트를 포함한 세라믹 소재 등을 플라즈마 용사법을 이용하여 금속성 임플란트 표면에 코팅을 하는 등 표면처리를 하여 임플란트에 생체활성을 부여함으로서 증진된 골형성능을 통해 임상 성공률을 증진하기 위한 방법이 시도되어 왔다.
하지만 초기 골형성은 촉진하나 이러한 코팅의 취약성으로 인해 임플란트와의 결합력이 약하고, 코팅층의 탈락 및 불균질한 결정상으로 인해 장기적으로는 임플란트의 성공률이 크게 떨어지는 것으로 알려졌다.
최근 연구에서 양극산화법에 의해 제조된 마그네슘이온이 주입된 티타늄산화막층을 지닌 임플란트가 기계절삭 또는 블라스팅 처리된 임플란트에 비해 골유합을 증진하는 것으로 알려졌다(한국공개특허 2004-0046248).
그러나, 양극산화법에 의해 제조된 임플란트 표면은 마이크론 단위의 다공성구조를 지니지만 블라스팅 처리에 의해 형성된 마이크론 단위의 고유한 표면구조를 유지하지 못하며 또한 비교적 두꺼운 0.5-10㎛의 산화막층으로 인해 코팅층이 탈락될 수도 있다는 잠재적인 문제점을 지닐 수 있다(한국공개특허 2004-0046248; Sul 등 J Biomed Mater Res A 2009;89:942-950).
이러한 특성으로 인해 임플란트의 골유합에 필수적인 마이크론 또는 서브마이크론(submicron) 단위의 표면미세거칠기(surface microroughness) 및 표면구조를 포함하는, 산부식, 블라스팅의 처리법에 의해 미세표면특성을 지닌 상용의 임플란트에 적용 시 이러한 고유한 표면구조를 유지하지 못한다는 단점을 지닌다.
본 발명의 목적은, 전술한 바와 같이 현재 임플란트에 생체활성을 부여하기 위해 시도되어 온 여러 가지 표면처리방법이 가진 문제점을 해결하기 위한 것으로, 생체 내에서 생체/기계적 결합(biomechanical interlocking)에 필수적인 마이크로미터 단위의 미세한 표면특성을 보존할 수 있으며, 생체적합성이 우수하여 생체 내에 사용시 골조직 반응을 향상시키는데 있어서 종래보다 상승효과를 기대할 수 있을 뿐만 아니라 골융합(osseointegration)의 효과를 증진할 수 있고, 상대적으로 우수한 기계적 성질을 가질 수 있는 임플란트의 표면처리방법 및 그 표면처리방법에 의해 표면처리된 임플란트를 제공하는 것이다.
본 발명에 따르면, 생체 내에서 임플란트의 골형성에 필수적인 마이크론 단위의 미세 거칠기 및 표면구조를 포함한 표면특성을 보존할 수 있으며, 산화막층에서 적절히 방출된 마그네슘 이온의 효과 및 부가적인 나노 다공성 구조의 특성으로 인해 생체적합성이 우수하며 생체 내에서 사용시 신생골 형성을 촉진하는 골조직 반응을 향상하는데 있어서 종래보다 상승효과를 기대할 수 있을 뿐만 아니라 골유합(osseointegration)의 효과를 증진할 수 있고, 티타늄 산화막층의 특성으로 인해 상대적으로 우수한 기계물리적 성질을 가질 수 있다.
도 1은 본 발명에 따른 임플란트의 표면처리방법의 한 예를 도시한 공정 순서도이다.
도 2, 도 3, 및 도 4는, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.1 M의 수산화나트륨(NaOH), 1 mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액을 180℃, 및 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 실시예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 5, 도 6, 및 도 7은, 전처리 방법으로 블라스팅 처리 후, 0.1 M의 수산화나트륨(NaOH), 1mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 및 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 실시예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 8 내지 도 11은, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.2 M의 수산화나트륨(NaOH), 1mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 비교예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 12 및 도 13는, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.5 M의 수산화나트륨(NaOH), 1 mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 비교예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 14는, 실시예 및 비교예에서 수열반응을 시행한 X-선 광전자 분광분석(X-ray photoelectron spectroscopy)의 결과를 나타낸 것이다.
도 15는, 세포배양 30분, 1시간째 부착된 세포수로 배양 30분째 연마 후 수열반응을 시행한 시편이 연마만 시행한 시편에 비해서 초기 부착된 세포수가 현저히 높은 것을 나타낸 것이다.
도 16은 세포배양 1, 3일째 증식된 세포수로 배양 1일째에서는 모든 군에서 증식된 세포수가 유사한 것을 나타낸 것이다.
도 17은 세포배양 3,7,14일째 골조직을 형성할 수 있는 골모세포로 분화된 정도를 나타내는 알카리성 포스파타제(alkaline phosphatase) 활성도를 측정한 결과이다.
본 발명은, a) 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트를, 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에 침적하는 단계; 및 b) 온도, 압력 및 시간 조건에 의한 수열반응을 통해, 상기 마그네슘 이온과 상기 임플란트의 티타늄 또는 티타늄 합금이 반응하여, 상기 임플란트의 표면에 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 산화막층을 형성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법을 제공한다.
본 발명은, 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트; 및 상기 임플란트 표면 상에 구비되며, 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층을 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트를 제공한다.
본 발명에 따른 임플란트의 표면처리방법은, a) 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트를, 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에 침적하는 단계; 및 b) 온도, 압력 및 시간 조건에 의한 수열반응을 통해, 상기 마그네슘 이온과 상기 임플란트의 티타늄 또는 티타늄 합금이 반응하여, 상기 임플란트의 표면에 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 산화막층을 형성하는 단계를 포함한다.
상기 a) 단계에서 침적되는 임플란트는 순수한 티타늄을 포함하여 이루어질 수도 있고, 티타늄(Ti)에 다른 금속, 예를 들어 알루미늄(Al), 탄탈륨(Ta), 니오븀(Nb), 바나듐(V), 지르코늄(Zr), 주석(Sn), 몰리브덴(Mo) 중 적어도 하나의 금속을 첨가한 티타늄 합금을 포함하여 이루어질 수도 있다. 보다 구체적으로는 순수한 티타늄 또는 예를 들어 Ti-6Al-4V, Ti-6Al-7Nb, Ti-30Nb, Ti-13Nb-13zr, Ti-15Mo, Ti-35.3Nb-5.1Ta-7.1Zr, Ti-29Nb-13Ta-4.6Zr, Ti-29Nb-13Ta-2Sn, Ti-29Nb-13Ta-4.6Sn, Ti-29Nb-13Ta-6Sn, 및 Ti-16Nb-13Ta-4Mo중에서 선택될 수 있다.
상기 a) 단계에서 상기 전해질 용액의 마그네슘 이온은, 다음과 같은 역할을 할 수 있다. 상기 마그네슘 이온은 골 형성 세포의 임플란트 표면 부착을 증진하는 역할을 하여, 골 형성을 보다 유리하게 한다.
또한, 마그네슘 이온은 인테그린(integrin)에 의해 매개되는 세포부착기전에 관여하며, 또한 많은 체내 효소의 코-팩터(co-factor)이며, DNA, RNA구조를 안정화하는 역할을 할 수 있다. 그리고 마그네슘이온은 임플란트의 골조직과의 계면강도를 증진할 수 있다.
상기 a) 단계에서 상기 전해질 용액에, 상기 마그네슘 이온 공급제의 몰농도는 0.001M 이상일 수 있으며, 더욱 바람직하게는 0.001~1M일 수 있다. 예컨대, 0.001M~1M의 농도를 갖는 마그네슘 수용액을 사용하여 전해질 용액을 제조할 수 있다. 이로 임플란트 표면에 적절한 두께의 산화막층이 형성되게 할 수 있다. 여기서, 0.001M 미만인 경우, 양산 시(scale-up) 적정한 농도의 마그네슘 이온을 공급하기 어려울 수 있다.
상기 a) 단계에서 상기 전해질 용액은, 마그네슘 이온 공급제 및 광화제(mineralizer)를 포함할 수 있다. 이러한 전해질 용액을 사용하여 마그네슘 이온이 티타늄 산화막에 결합된 표면층을 형성할 수 있다.
상기 마그네슘 이온 공급제는, 산화마그네슘(MgO, magnesium oxide), 수산화마그네슘(Mg(OH)2), 및 마그네슘클로라이드(MgCl2) 중에서 선택된 1종 이상을 포함할 수 있다. 이를 예로 들 수 있으나, 이로 한정되는 것은 아니며 마그네슘 이온을 공급할 수 있는 것이라면 한정되지 않고 다양하게 사용할 수 있다.
상기 광화제는, 수산화나트륨(NaOH, sodium hydroxide) 및 수산화칼륨(KOH, potassium hydroxide) 중에서 선택된 1종 이상을 포함할 수 있다.
상기 전해질 용액에, 상기 광화제의 몰농도는 0.01 내지 5M일 수 있다. 여기서, 몰농도가 0.01~5M이면 수열반응을 통해 임플란트의 표면에 형성된 산화막층에 결정도가 낮아지는 것을 방지하고 반응을 촉진할 수 있다. 상기 광화제는 강알카리성을 띠는 것으로, 상기 농도 범위로 사용될 경우 임플란트 표면에 결정도가 높은 산화막층을 형성할 수 있다.
여기서, 0.01M미만일 경우, 전해질의 강염기성이 많이 떨어지기 때문에 타이타늄 산화막의 반응성이 저하될 수 있다. 이로 인해 적절한 산화막층 형성이 일어나지 않을 수 있다.
그리고, 5M을 초과하는 경우, 산화막층이 너무 두꺼워질 것이기에 마이크론 또는 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조를 지닌 임플란트의 골형성능을 증진하기 위해 본 발명 적용 시 고유한 표면구조를 유지하지 못할 수 있다.
더욱 바람직하게 상기 광화제의 농도는, 0.01~0.1M일 수 있다. 0.01~0.1M인 경우 특히 산화막층이 20~50nm크기의 나노 다공성 구조를 제공할 수 있어 더욱 바람직하다. 한편, 0.5M인 경우에는 200nm 정도의 다공성 구조가 형성될 수 있는데 200nm크기의 다공성 구조는 일반적으로 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조를 지닌 예컨대 산부식을 시행한 임플란트 경우에서는 바람직하지 않을 수 도 있다.
본 발명에 따른 임플란트의 표면처리방법은, 상기 a) 단계의 임플란트를 상기 전해질 용액에 침적하기 전에, 상기 임플란트를 절삭 가공한 후, 샌드 블라스팅 또는 산부식 처리, 세척, 건조 및 보관 중 적어도 하나를 수행하는 전처리 단계를 더 포함할 수 있다.
상기 b) 단계의 상기 수열반응은, 100~250℃, 1~20atm, 1시간 이상의 조건으로 수행될 수 있다.
상기 b) 단계의 상기 수열반응은, 상기 시간으로 1시간 이상 예컨대 1~24시간 동안 수행될 수 있다.
한 예로, 상기 b) 단계의 수열반응은, 테플론이 코팅된 밀폐된 수열 반응기 내에서 이루어질 수 있으며, 100~250℃, 1~20atm, 1시간 이상의 조건으로 이루어지는 것이 바람직할 수 있다.
여기서, 100℃ 미만인 경우, 상기 전해질을 이용한 수열반응 시 비교적 낮은 온도로 인해서 산화막층의 반응성이 많이 떨어져서 균질한 산화막층의 형성이 어려울 수 있다.
그리고 250℃를 초과하는 경우, 일반적인 테프론 반응기(Teflon reactor)의 사용온도를 초과하므로, 사용이 어려울 수 있다. 테프론 반응기의 최대반응온도는 250℃까지로 일반적으로 제한된다. 만약, 이 온도를 초과해서 반응하려면 예컨대 SUS 금속소재의 반응기를 사용해야 하는데 이 경우에서는 샘플과 반응도 하지만 금속소재의 반응기와 전해질 용액이 동시에 반응하여 과도한 전해질 소모가 발생할 수 있음으로 결과적으로 샘플의 반응을 위한 최적의 수열반응조건을 얻기 어려울 수 있다.
수열 반응 조건과 관련하여, 상기한 바와 같은 범위의 온도와 압력에서 수열 반응을 행함으로써, 내식성이 우수한 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하여 이루어진 임플란트 표면의 부식이 잘 일어나도록 할 수 있으며, 임플란트의 표면에서 부식되어 나온 티타늄이 전해질 용액 중 마그네슘 이온과 결합하여 임플란트 표면에 산화막층을 형성하게 되는 것이다.
본 발명에 따른 임플란트의 표면처리방법은, 상기 b) 단계에서 형성된 산화막층을, 수세 및 건조하는 단계를 더 포함할 수 있다. 예컨대 탈이온수를 이용하여 수초 내지 수십 분 동안 초음파 세척한 후, 건조시킬 수 있다.
본 발명에 따른 임플란트의 표면처리방법은, 상기 b) 단계의 산화막층이 형성된 임플란트에 열처리를 하는 단계를 더 포함할 수 있다.
여기서, 열처리를 행하는 이유는 산을 이용한 수열 반응을 통해 발생되는 수소취성에 의한 기계물리적성질의 약화를 방지하는 것으로, 예를 들어 약 300 내지 500℃의 온도에서 예를 들어 1시간 이상, 바람직하게는 1 내지 24시간 동안 열처리를 행할 수 있다.
상기 b) 단계에서 형성된 산화막층은, 상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층일 수 있다. 여기서, 산화막층은 50nm이하의 나노 다공성 구조를 가질 수 있다. 이러한 나노다공성 구조는 체내에서 세포부착단백질 및 여러 성장인자의 내부 흡착을 용이하게 할 수 있다. 이로 인해 골형성 세포의 부착 및 분화를 촉진함으로써 임플란트의 골유합을 증진시킬 수 있다.
이러한 나노 다공성 구조는 표면 나노 구조에 의해 이차적으로 생기는 구조이기 때문에 다공성구조의 크기가 커진다는 것은 상대적으로 이러한 다공성 구조를 형성하는 표면 나노 구조의 크기도 크기 때문에 생기는 결과로 예를 들어 플라즈마 용사법에 의해 티타늄이 코팅된 임플란트에서와 같이 비교적 큰 마이크론 단위의 표면구조를 지닌 임플란트에서는 큰 문제가 없으나 산처리(acid etching)에 의해 제조되는 임플란트의 경우에서는 서브마이크론(submicron) 단위 예컨대 0.5㎛ 또는 그 이하의 표면구조를 가짐으로 본 발명에 의해 생성된 나노 구조가 커질 경우 원래 산 부식에 의해 형성된 고유한 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조를 완전히 유지하지 못하고 폐쇄할 수도 있다.
상기 b) 단계에서 형성된 산화막층은, 전술한 바와 같이 바람직하게는 50nm이하일 수 있고, 더욱 바람직하게는 20~50nm의 나노 다공성 구조를 가질 수 있다. 20~50nm의 나노 다공성 구조는 도 2c와 도 3c의 고배율 전자현미경 사진을 통해 확인할 수 있다.
상기 b) 단계에서 형성된 산화막층의 Ra값은 나노 다공성 표면 구조의 특성으로 인해, 침적하기 전 임플란트를 전처리 한 후에 상기 임플란트의 고유한 Ra 값과 유사할 수 있다.
이와 같이, 본 발명에 따른 방법에 의해 표면처리되어 표면에 상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층이 형성된 임플란트를 제공할 수 있다.
이에, 본 발명에 따른 임플란트는, 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트; 및 상기 임플란트 표면 상에 구비되며, 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층을 포함할 수 있다.
따라서, 나노 다공성 구조를 지니면서 골유합을 증진하는 마그네슘이온이 결합된 티타늄 산화막층의 표면특성으로 인해, 기존의 기계절삭, 샌드블라스팅 또는 산부식에 의해 형성된 마이크론 또는 서브마이크론(submicron) 단위의 미세 거칠기 및 표면구조를 지닌 기존의 임플란트 표면에 적용 시 그 원래 고유의 표면구조를 유지시킬 수 있어, 이 임플란트가 지닌 골아세포의 분화촉진 및 생체 내에서의 골조직과의 미세 기계적 결합의 골형성에서의 장점을 유지할 수 있다. 이에 기존 임플란트 대비 골유합에 있어서 현저한 상승효과를 제공할 수 있다. 또한, 상대적으로 우수한 기계물리적 성질을 가질 수 있다.
이하에서는, 도면 및 실시예를 통해 본 발명에 대해 더욱 구체적으로 설명하기로 한다.
도 1에는 임플란트의 표면처리순서가 도시되어 있다. 도 1에 도시된 바와 같이, 임플란트를 마그네슘 이온과 광화제를 포함하는 전해질 용액에 침적한다(S1). 여기서, 티타늄 또는 티타늄 합금으로 이루어진 임플란트를 침적시키기 전에 선택적으로 전처리 단계를 거칠 수 있다. 예를 들어, 임플란트 표면을 절삭 가공 할 수도 있고, 절삭 가공 후 산부식 또는 샌드 블라스팅 처리를 할 수도 있으며, 절삭가공, 산부식 또는 샌드 블라스팅 처리를 한 다음 세척, 건조할 수 있다.
다음, 도 1에 도시한 바와 같이 수열 반응을 통하여 임플란트 표면에 나노미터(nm) 단위의 표면구조를 갖는 산화막층을 형성한다(S2). 이와 같이 전해질 용액에 침적된 임플란트에 수열 반응을 일으킴으로써 임플란트 표면에 나노미터(nm) 단위의 표면구조 및 20~50nm크기의 나노 다공성 구조를 지닌 산화막층을 형성할 수 있다.
다음으로 산화막층이 형성된 임플란트는 예를 들어 탈이온수를 이용하여 수초 내지 수십분 동안 초음파 세척한 후, 건조시킬 수 있다. 그리고, 산화막층이 형성된 임플란트에 열처리를 행할 수도 있으나, 이 단계를 생략할 수도 있다.
이어 통상적인 임플란트 제조 공정을 통해 표면이 개질된 임플란트를 완성하게 된다.
이하, 실시예 및 비교예를 통해 본 발명을 더욱 상세하게 설명한다. 단, 하기 예들은 본 발명을 예시하기 위한 것으로서 본 발명이 하기 예들에 의하여 한정되는 것은 아니다.
실시예
직경 14mm의 상용 순 티타늄봉을 절단하여 2mm두께의 디스크(disk)를 제작하였다. 표면처리방법이 기존의 마이크론(㎛) 단위의 미세표면 특성에 미치는 영향을 알아보기 위해 다음과 같이 두 가지의 처리방법을 이용하여 전처리를 시행하였다.
한 종류의 시편으로는, 표면을 #800까지 SiC 연마지로 단계적으로 연마한 후, 아세톤, 알코올, 및 증류수로 순차적으로 각각 15분간 초음파 세척하여 준비하였다.
다른 종류의 시편으로는, 전술한 바와 같이 연마한 후에 100㎛ 크기의 하이드록시아파타이트 입자를 이용하여 블라스팅(grit blasting)처리를 시행하여 준비하였다. 블라스팅 처리 후 질산용액을 이용하여 블라스팅에 사용된 잔존입자를 제거한 다음, 아세톤, 알코올, 증류수로 순차적으로 각각 15분간 초음파 세척하였다. 세척한 다음, 무균작업대에서 공기 중에 건조한 후, 보관하였다.
다음으로, 산화마그네슘(MgO) 1mM 및 수산화나트륨 0.1 M을 탈이온수에 용해하여 전해질 용액을 제조하였다.
전해질 용액을 제조한 후, 테플론이 코팅된 수열반응기에 옮기고, 전해질 용액 내로 시편을 침적하였다. 그리고 180℃에서 2시간, 10atm에서 2시간 동안 수열반응을 시행하였다.
다음으로 탈이온수를 이용하여 30분 동안 초음파 세척한 후, 공기 중에서 24시간 건조하였다.
이와 같이 표면처리한 후, 시편의 특성을 여러 가지 분석방법을 이용하여 평가하였다.
표면처리된 시편의 골형성능을 시험관적으로 평가하기 위해, 마우스 캐베리어(mouse calvaria)에서 유래한 MC3T3-E1 골모세포 유사세포를 시편상에 배양 후 세포의 부착능, 증식능, 그리고 골모세포분화(osteoblast differentiation)정도를 평가하였다.
비교예
비교예에서는, 실시예와 동일한 방법으로 연마한 시편을 광화제(mineralizer)의 농도를 0.2 M, 0.5 M로 증가하여 동일한 방법으로 수열반응 시행 후 세척하였다.
이하에서는, 실시예 및 비교예의 시편 특성에 대해 설명하기로 한다.
시편표면층의 형태학적 미세구조
시편표면층의 형태학적 미세구조를 주사전자현미경(Scanning electron microscopy)으로 관찰하여 그 결과를 도 2 내지 도 11에 나타내었다.
도 2, 도 3, 및 도 4는, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.1 M의 수산화나트륨(NaOH), 1 mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액을 180℃, 및 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 실시예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 2의 3000배율에서 연마과정에 의해 생성된 이방성 연마 표시(anisotropic abrasive mark)가 그대로 잘 보존된 상태를 나타냈으며, 특이한 미세구조의 형성은 관찰되지 않았다.
도 3 및 도 4의 고배율(50,000배)에서는, 약 50nm이하의 나노 다공성 구조가 표면에 형성된 것을 관찰할 수 있었다.
도 5, 도 6, 및 도 7은, 전처리 방법으로 블라스팅 처리 후, 0.1 M의 수산화나트륨(NaOH), 1mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 및 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 실시예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
도 5는 3000배율에서 블라스팅에 의해 형성된 마이크론 단위의 불규칙한 함몰들이 그대로 잘 보존된 상태를 나타냈으며, 특이한 미세구조의 형성은 관찰되지 않았다.
도 6의 고배율(50,000배) 및 도 7의 고배율 (130,000배)에서는, 약 20nm~ 50nm 크기의 나노 다공성 구조가 표면에 형성된 것이 관찰되었다.
도 8 내지 도 11은, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.2 M의 수산화나트륨(NaOH), 1mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 비교예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
구체적으로, 도 8의 3000배율에서 연마과정에 의해 생성된 이방성 연마 표시(anisotropic abrasive mark)가 어느 정도는 유지됨을 관찰할 수 있었다.
도 9, 도 10, 및 도 11의 고배율(50,000배)에서는, 실시예에서와 비교 시 나노 구조의 형성은 나타나나, 이러한 다공성 구조가 크기 및 형태에 있어서 불균일하며 50nm전후에서 100nm크기까지의 구상(globular)의 나노 구조와 일부 다공성 구조가 혼재함을 확인할 수 있었다.
도 12 및 도 13은, 전처리 방법으로 SiC 연마지를 이용하여 연마 후, 0.5 M의 수산화나트륨(NaOH), 1 mM의 산화마그네슘(MgO)이 함유된 전해질 용액에서 180℃, 10atm의 압력에서 2시간 동안 수열반응을 시행한 비교예의 시편에 대한 주사전자현미경 사진이다.
구체적으로, 도 12의 3000배율에서 연마과정에 의해 생성된 이방성 연마 표시(anisotropic abrasive mark)가 어느 정도는 부가적인 미세구조가 형성된 것이 관찰되었다.
도 13의 고배율(50,000배)에서는 실시예에서와 비교 시 나노 구조의 크기가 약 200nm까지 증가된 다공성 구조가 표면에 형성된 것이 관찰되었다.
시편의 표면거칠기 분석
옵티컬 프로필로미터(Optical Profilometer)를 이용하여 수열반응 전후의 시편의 Ra값을 측정하였다. 실시예에서 전처리로 연마를 시행한 수열반응을 시행하지 않은 시편 및 수열반응을 시행한 시편의 Ra값(n=6)은 각기 0.31±0.01㎛, 0.29±0.01㎛로 나타났으며, 전처리로 블라스팅을 시행한 수열반응을 시행하지 않은 시편 및 수열반응을 시행한 시편의 Ra값(n=6)은 각기 1.90±0.27㎛, 1.87±0.24㎛로 나타났다. 비교예에서 전처리로 연마를 시행 후 수열반응을 시행한 시편의 Ra값은 0.49±0.03㎛로 실시예에서 전처리로 연마를 시행한 시편에 비해 다소 높은 값을 나타내었다.
또한, 표면 거칠기를 측정한 결과를 표 1에 나타내었다. Mg는 도 2 내지 도 4의 표면처리 후 값이고, Ma는 표면처리전의 시편 값이고, RBM은 도 5 내지 도 7의 표면처리 전 값이고, RBM/Mg는 표면처리 후 시편 값이다.
표 1[Surface roughness parameters of Ma, Mg, RBM, and RBM/Mg samples (mean±SD; n = 6)]
Figure PCTKR2010007691-appb-I000001
여기서 볼 수 있는 바와 같이, 표면거칠기 값은 여기서 Ra값은 수십 nm정도 차이가 나고, 이는 마이크론 단위에서는 전혀 변화가 없다는 것을 나타내며, 따라서, 표면처리전과 후에 차이는 100nm이하인 것이다.
시편의 X-선 광전자 분광분석 결과
실시예 및 비교예에서 수열반응을 시행한 X-선 광전자 분광분석(X-ray photoelectron spectroscopy)의 결과를 도 14에 나타내었다. 마그네슘(Mg)성분의 존재가 관찰되며, 표면층의 조성분석(atomic percentage)에서 수열반응을 시행한 시편들은 유사하게 약 7%의 마그네슘 함량을 나타내었다.
시편의 이온방출량 분석의 결과
실시예에서 수열반응을 시행한 시편을 3mL의 생리식염수용액에 1, 3, 7일 동안 침적 후, 마그네슘이온의 방출량을 유도결합플라즈마 원자방출분광분석(Inductively coupled plasma atomic emission spectroscopy)으로 평가하였다. 연마처리후 수열반응을 시행한 시편의 침적 1, 3, 7일째 마그네슘 이온방출량은 각기 0.07±0.01, 0.08±0.00, 0.09±0.01 ppm이었으며 (n=3), 블라스팅 후, 수열반응을 시행한 시편의 침적 1, 3, 7일째 마그네슘 이온방출량은 각기 0.19±0.06, 0.23±0.05, 0.29±0.06 ppm으로 나타내었다(n=3).
시편의 골모세포유사세포(osteoblastic cell)를 이용한 시험관적 골형성능 평가
실시예에서 제조된 시편의 골형성능을 시험관적으로 평가하기 위해 골모세포유사세포인 마우스 캐베리어(mouse calvaria)에서 유래한 MC3T3-E1세포를 연마한 표면(Ma), 연마후 수열반응 시행한 표면(Mg), 블라스팅처리한 표면(RBM), 블라스팅후 수열반응을 시행한 표면(RBM/Mg)에 디스크(disk)당 4만개씩 세포를 접종후 배양하여 각기 시편에 대한 세포의 부착능(attachment), 증식능(proliferation), 및 분화능(differentiation)을 평가하였다.
도 15는 세포배양 30분, 1시간째 부착된 세포수로 배양 30분째 연마 후 수열반응을 시행한 시편이 연마만 시행한 시편에 비해서 초기 부착된 세포수가 현저히 높은 것을 나타내었다(n = 7, P value: 30분 = 0.000, 1시간 = 0.01; One-way ANOVA통계분석결과).
블라스팅을 시행한 표면은 배양 30분, 1시간에서 연마만 시행한 표면에 비해 초기 부착세포수가 현저히 높았으며 (n = 7, P value: 30분 < 0.001, 1시간 = 0.01; One-way ANOVA통계분석결과), 블라스팅 처리 후 수열반응을 시행한 시편 및 블라스팅만 시행한 표면사이에서는 유사한 부착세포수를 나타내었다.
도 16은 세포배양 1, 3일째 증식된 세포수로 배양 1일째에서는 모든 군에서 증식된 세포수가 유사하였다. 배양 3일째 증식된 세포수는 연마후 수열반응을 시행한 시편이 연마만 시행한 시편에 비해서 초기 부착된 세포수가 현저히 높은 것을 나타내었다(n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과). 블라스팅을 시행한 표면은 배양 3일째 연마만 시행한 표면에 비해 증식된 세포수가 현저히 높았으며(n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과), 블라스팅처리 후 수열반응을 시행한 시편 및 블라스팅만 시행한 표면 사이에서는 유사한 증식세포수를 나타내었다.
도 17은 세포배양 3,7,14일째 골조직을 형성할 수 있는 골모세포로 분화된 정도를 나타내는 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도를 측정한 결과이다.
도 17에서 배양 7일째 연마 후 수열반응을 시행한 시편이 연마만 시행한 시편에 비해서 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 현저히 높은 것을 나타내었다(n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과).
블라스팅 후 수열반응을 시행한 표면은 배양 7일째 블라스팅만 시행한 시편에 비해 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 현저히 높은 것을 나타내었다 (n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과).
연마 후 수열반응을 시행한 시편은 연마만 시행한 표면, 블라스팅만 시행한 표면에 비해 현저히 높았으며 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 현저히 높았으며, 블라스팅 후 수열반응을 시행한 시편이 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 모든 군에서 가장 높은 것으로 나타났다.
도 17에서 배양 14일째 연마후 수열반응을 시행한 시편이 연마만 시행한 시편에 비해서 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 현저히 높은 것을 나타내었다(n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과).
블라스팅 후 수열반응을 시행한 표면은 배양 14일째 블라스팅만 시행한 시편에 비해 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 현저히 높은 것을 나타내었다(n = 7, P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과).
연마 후 수열반응을 시행한 시편은 블라스팅만 시행한 표면과 유사한 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도를 나타내였으며, 블라스팅 후 수열반응을 시행한 시편이 알카리 포스파타아제(alkaline phosphatase) 활성도가 모든 군에서 가장 높은 것으로 나타났다(P value < 0.001; One-way ANOVA통계분석결과).
이처럼, 본 발명에 따르면 수열반응에 의해 형성된 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성의 산화막층은 골형성세포의 부착, 증식 및 분화를 촉진함으로서 생체적합성이 우수하다. 또한 생성된 마그네슘 이온이 결합된 티나늄 산화막층은 연마, 블라스팅에 의해 형성된 마이크론 단위의 미세한 구조적 특성을 그대로 보존함으로 종래에서 생체활성을 부여하기 위한 표면처리법과 달리 생체내에서 사용시 신생골 형성을 포함한 골조직 반응을 향상하는데 있어서 상승효과를 기대할 수 있다.
구체적으로, 본 발명의 실시예 및 비교예에서 제조된 표면특성을 평가한 결과 광화제로 사용된 NaOH의 농도가 증가할수록 나노구조의 크기는 0.5M NaOH사용시 약 200nm까지 증가한 다공성구조를 나타났으며, 0.2 M NaOH사용시 50nm전후에서 100nm 크기의 구상형 및 다공성 구조가 혼재하여 표면구조가 균일하지 않은 것을 나타낸다. 이에 비해 비교적 낮은 NaOH농도(0.1 M)를 사용한 경우 약 50 nm크기의 나노다공성 구조가 균질하게 형성됨을 나타내었으며, 이러한 조건에서 형성된 마그네슘 이온인 결합된 산화막층은 기존의 표면처리법에 의해 형성된 마이크론 또는 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조를 지닌 임플란트 표면의 구조를 그대로 보존하면서 마그네슘 이온이 결합된 부가적인 나노다공성 구조의 표면특성을 지닌 적절한 표면처리 조건이 될 것으로 보인다. 하지만 불균질한 표면형태를 나타내는 0.2 M NaOH를 이용한 처리에서와 달리 0.5 M NaOH를 이용하여 수열처리한 시편은 최대 약 200nm크기의 나노다공성 구조로 인하여 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조를 지닌 산부식에 의해 형성된 상용의 임플란트의 고유한 표면구조에 적용할 수는 없다는 한계점을 지니나, 절삭가공에 의해 형성된 표면 또는 플라즈마 용사법 또는 라지 그리트(large grit)의 블라스팅 미디아(blasting media)를 이용하여 블라스팅 처리에 의해 형성된 비교적 큰 마이크론 단위의 표면구조를 지닌 임플란트 표면에 적용시에는 원래의 표면구조를 유지하면서 마그네슘 이온이 결합된 서브마이크론(submicron) 단위의 다공성 산화막층을 지닌 임플란트를 제조할 수 있는 조건이 될 것으로 보인다.
이와 같이 본 발명에 따라 표면처리된 임플란트는 나노 다공성 구조를 지니면서 마그네슘이온이 결합된 티타늄산화막층의 표면특성으로 인해 기존의 산부식 또는 블라스팅에 의해 형성된 마이크론 또는 서브마이크론(submicron) 단위의 표면특성을 지닌 상용의 임플란트 표면에 적용 시 원래의 표면구조를 그대로 유지하면서 골유합을 증진하는 마그네슘 조성, 그리고 나노 다공성 구조의 부가적인 표면특성에 의해 임플란트의 골유합에 있어서 상승효과를 지닐 수 있다.
또한, 본 발명에 따라 표면처리된 임플란트는 전처리방법에 따라 형성된 마이크론, 서브마이크론(submicron) 단위의 표면구조에 나노 다공성 구조가 더 부여된 다양한 계층적표면구조(hierarchical surface structure)를 지니며 또한 골형성세포의 부착 및 분화를 촉진하는 마그네슘 이온이 산화막에 결합된 복합적인 표면특성을 나타낼 수 있다.
또한, 본 발명에 의해 제조된 약 50nm크기의 나노 다공성 구조는 마그네슘 이온의 체내반응성을 증진하고 부가적으로 임플란트의 표면적을 증진하는데 기여하여 체액 내 존재하는 피브로넥틴(Fibronectin)을 포함한 세포부착매개단백질 및 다양한 성장인자의 표면흡착을 증진함으로서 골형성세포의 부착 및 향후 반응을 개선할 수 있다.
임플란트의 표면처리방법 및 그 방법에 의해 표면처리된 임플란트는 생체적합성이 우수하여 생체 내에 사용시 골조직 반응을 향상시키는데 있어서 우수한 임플란트의 표면처리방법 빛 임플란트에 이용될 수 있다.

Claims (16)

  1. a) 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트를, 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에 침적하는 단계; 및
    b) 온도, 압력 및 시간 조건에 의한 수열반응을 통해, 상기 마그네슘 이온과 상기 임플란트의 티타늄 또는 티타늄 합금이 반응하여, 상기 임플란트의 표면에 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 산화막층을 형성하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  2. 청구항 1에 있어서,
    상기 a) 단계에서 상기 티타늄 합금은, 알루미늄(Al), 탄탈륨(Ta), 니오븀(Nb), 바나듐(V), 지르코늄(Zr), 주석(Sn), 및 몰리브덴(Mo) 중에서 선택된 1종 이상과 티타늄(Ti)을 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  3. 청구항 1에 있어서,
    상기 a) 단계에서 상기 전해질 용액은, 마그네슘 이온 공급제 및 광화제(mineralizer)를 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  4. 청구항 3에 있어서,
    상기 마그네슘 이온 공급제는, 산화마그네슘(MgO, magnesium oxide), 수산화마그네슘(Mg(OH)2), 및 마그네슘클로라이드(MgCl2) 중에서 선택된 1종 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  5. 청구항 3에 있어서,
    상기 광화제는, 수산화나트륨(NaOH, sodium hydroxide) 및 수산화칼륨(KOH, potassium hydroxide) 중에서 선택된 1종 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  6. 청구항 3에 있어서,
    상기 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에, 상기 마그네슘 이온 공급제의 몰농도는 0.001 내지 1M인 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  7. 청구항 3에 있어서,
    상기 마그네슘 이온을 포함하는 전해질 용액에, 상기 광화제의 몰농도는 0.01 내지 0.1M인 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  8. 청구항 1에 있어서,
    상기 b) 단계의 상기 수열반응은, 상기 온도로 100~250℃ 및 상기 압력으로 1~20atm에서 수행되는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  9. 청구항 1에 있어서,
    상기 b) 단계의 상기 수열반응은, 상기 시간으로 1~24시간 동안 수행되는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  10. 청구항 1에 있어서,
    상기 a) 단계의 임플란트를 상기 전해질 용액에 침적하기 전에, 상기 임플란트를 절삭 가공한 후, 샌드 블라스팅 또는 산부식 처리, 세척, 건조 및 보관 중 적어도 하나를 수행하는 전처리 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  11. 청구항 1에 있어서,
    상기 b) 단계에서 형성된 산화막층을, 수세 및 건조하는 단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  12. 청구항 1에 있어서,
    상기 b) 단계에서 형성된 산화막층은, 상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층인 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  13. 청구항 12에 있어서,
    상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층은, 20~50 nm 사이즈의 나노 다공성 구조를 갖는 것을 특징으로 하는 임플란트의 표면처리방법.
  14. 청구항 1 내지 청구항 13 중 어느 한 항에 따른 방법에 의해 표면처리되어 표면에 상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층이 형성된 것을 특징으로 하는 임플란트.
  15. 티타늄 또는 티타늄 합금을 포함하는 임플란트; 및
    상기 임플란트 표면 상에 구비되며, 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층
    을 포함하는 것을 특징으로 하는 임플란트.
  16. 청구항 15에 있어서,
    상기 마그네슘 이온이 결합된 나노 다공성 구조의 티타늄 산화막층은, 20~50 nm 사이즈의 나노 다공성 구조를 갖는 것을 특징으로 하는 임플란트
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