대한치과보철학회지 :Vol. 36, No. 5, 1998 가토의경골에이식된새로운티타늄계합금주위의골형성에관한형태학적연구 경희대학교치과대학치과보철학교실, 한국과학기술연구소금속연구부, 태원치과의원 김태인 I. 서론 상실된치아를수복하여심미적, 기능적그리고정신적인회복을얻기위한인

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1 대한치과보철학회지 :Vol. 36, No. 5, 1998 가토의경골에이식된새로운티타늄계합금주위의골형성에관한형태학적연구 경희대학교치과대학치과보철학교실, 한국과학기술연구소금속연구부, 태원치과의원 김태인 I. 서론 상실된치아를수복하여심미적, 기능적그리고정신적인회복을얻기위한인류의노력은끊임없이계속되어왔고최근에와서는인공치아의이식을이용하여상실된치아를수복하는치료술식이많이연구, 시도되고있다. 최근들어점차고령화사회로진행됨에따라서보철치료와치주치료에서인공치아술식이점유하는부분은점차증대되어가고있다. National Institutes of Health(NIH) 1) 에서는 1992년까지 30만개이상의인공치아가시술된것으로추산하였고상실된자연치를생체이식재료로써수복하는치료술식은환자와의사모두에게유익한치료방법으로써새로운치과치료법으로자리잡고있다. Bränemark 2) 에의해골유착개념이보고된이래골유착성생체재료들을이용한각종보철치료가시행되어왔으며장기간에걸친임상보고 2 4) 에서높은성공률을보임에따라임프란트에대한관심과이용이계속증가하고있다. Bränemark등 2,3) 은다양한기초실험을실시하였으며장기간에걸친임상증례보고에서높은성공률을보고하고있다. 골유착은임프란트와골조직사이에연조직의개재없이골과임프란트가직접결합하는것을말하며외부압력을골조직내로직접전달할수있는상태로골과임프란트의구조적, 기능적결합이라고할수있다. Bränemark들 3,4) 은골유착을 광학현미경하에서하중을수반하는임프란트와생활골간의직접 적인접촉이다 라고정의하였고성공적인임프란트보철물은임프란트고정체의생체적합성은물론, 기능수행시발생하는응력이생체의하중지지능력한계내에서있도록설계되어야한다고하였다. 특히생체조직과의거부반응이없고생체친화성이큰재료의개발과간단하고정확한시술방법의개선으로인공치아이식의성공률은점차높아지고있다 3 8). 생체용재료는금속과비금속으로구분할수있는데금속재료로서는주로스테인레스강 (SUS-316), 코발트-크롬합금, 순수타이타늄등이사용되어왔으며 9 15) 비금속으로는세라믹제제, 플라스틱, 탄소등이사용되고있다 12,16 21). 타이타늄 (Ti) 은원자번호 22, 원자량 47.9의비중이낮은금속으로서 (4.5gm/cm3) 1700년대초기에발견되었으나 1930년대후반에이르러서야상업적으로실용가능한추출방법이개발되었으며티타늄이갖는탁월한부식저항능력과생체적합성이알려지면서이재료의활발한연구가진행되었다 20,22 25). 타이타늄 (Ti) 은지구상에서아홉번째로많은원소이고가볍고전성이있으나강도가높지못하여여러종류의티타늄계합금들이개발되었다. 티타늄은이론적으로 TiO, TiO2, TiO3등의산화물을형성하며그중에서 TiO2 가가장안정된상태로존재하여생체적합성을갖고있는것으로알려져있다 24). 순수타이타늄은내부식성과생체친화성을갖는안정된금속이지만, 임프란트용으로서는비교적낮 701

2 은기계적성질과높은용융점 (1670 ), 가공의어려움때문에사용이제한되어왔었다. 그러나최근에는가공기술의진보로인해서응용범위가크게확대되어인공관절과인공치아이식용재료로써널리사용되고있다 24,26). 그리고순수타이타늄의열등한물리적성질을증진시키기위해순수타이타늄에알루미늄 (Al), 바나듐 (V), 몰리브덴 (Mo) 과팔라듐 (Pd) 등을첨가한타이타늄계합금들이개발되었고이러한타이타늄계합금들중의일부는생체적합성과기계적물리적성질을모두만족시킬수있는것으로알려지고있으며순수타이타늄과함께향후생체용금속재료의주류를이룰전망이다 23,25,27 31). 현재에는타이타늄계합금중알루미늄과바나듐이첨가된 Ti-6Al-4V 이생체이식금속재료로써가장주목받고있다. 이 Ti-6Al-4V 합금은비강도 ( 强 ) 가매우높고내식성이우수하여순수타이타늄과함께정형외과용인공관절이나치과용인공치아등에많이사용되어지고있다 3,22,24,28,32). Ti- 6Al-4V 은순수타이타늄에 6% 의알루미늄과 4% 의바나듐이함유된 α+β 상의합금으로서알루미늄은 α- 상안정화원소로써합금의무게를감소시키면서강도를증가시키고, 바나듐은 β- 상안정화원소로써부식저항능력을향상시켜순수타이타늄에비하여피로강도가높고우수한생체적합성을나타내며순수타이타늄과유사한골유착을얻을수있는것으로알려져있다 23,24). 특히이들순수타이타늄, 타이타늄계합금의탄성률은기존의다른생체금속재료에비해서가장골조직과유사하여생체내에서기능시에하중에대하여골조직과유사한양상으로변형되므로골조직과금속간의계면에서골고루하중을분산시킬수있는장점이있다 12,24,33). Ti-6Al-4V 합금은순타이타늄보다기계적강도가우수한것으로밝혀졌으나 Kawahara 17) 와 Okazaki 34) 등은바나듐 (V) 의세포독성과발암성을보고하고있고 Albrektsson 등 3) 도바나듐의세포독성가능성과알루미늄 (Al) 의알츠하이머형치매와의밀접한인과관계가의심된다고하였다. 최근 Davidson 등 32) 은바나듐의세포유해성과알루미늄의신경계독성의가능성을지적하면서물리적성질과생체적합성이우수한새로운생체이식재료의 필요성을강조하였다. 또한지금사용되고있는타이타늄계합금들은순수타이타늄과는같지않은조직반응을나타낸다는지적도있다 3). Johansson등 35) 은인공치아와골조직계면에서의미세구조적분석을이용하여순수타이타늄과타이타늄계합금의골유착의차이점을연구하여타이타늄계합금에서의골유착이순수타이타늄에서의반응과같지않다고보고하였다. 순수타이타늄과타이타늄계합금의생체적합성의차이가세포반응에미치는영향은아직논란의여지가많으며앞으로도많은연구가필요할것으로사료된다. 본연구에서는알루미늄과바나듐을배제하고세포독성이지적되지않은 Zr, Nb, Ta, Pd, In등의합금원소들 34) 을순타이타늄에첨가하여생물학적안정성이높으면서고강도, 고연성의기계적특성을갖는타이타늄합금을개발하기위하여합금의조직과기계적성질에미치는합금원소의영향을검토하고생체내모의환경하에서내식성을평가하여항부식능력은순수타이타늄에준하면서기계적특성은 Ti-6Al-4V에도달하는생체용신타이타늄계합금의개발을목표로하였다. 그리고기존의 Ti-6Al-4V계열의기계적성질을손상시키지않고생체적합성이탁월하여생체이식성공율을높일수있는신합금의개발과더불어신합금의제조공정을개발하고자한다. 따라서본연구에서는치과용인공치아를위한타이타늄계인체이식금속의개발에관한노력의일환으로새로이합금설계된타이타늄계인체이식금속들의물리적성질과 L929 섬유아세포의세포증식양상을비교하고가토를이용한동물실험을통하여타이타늄계합금주위의골형성과골조직- 금속접촉률을비교, 검토하여다음과같은지견을얻었기에보고하는바이다. 1. 합금설계 II. 실험재료및방법 세포독성이지적되지않은 Zr, Nb, Ta, Pd, In 등을순타이타늄에첨가하여물리적성질이우수하며생물학적안정성이보다높은타이타늄계합금 702

3 Table 1. Alloy design of new titanium alloy Zr Nb Ta Pd In Improvement of * * mechanical property Improvement of * * corrosion resistance Improvement of * * hot workability Prevention of * * brittle phase 을개발하는것을목표로하였다 (Table 1). 합금설계는 α/β 변태종료온도와인장강도, 부동태화를일으키기위한임계전류밀도에미치는합금원소의영향을다중회귀분석을사용해서얻은식들 34) 을이용하였다. 2. 경도측정실험 조성된합금들의기본적인물리적성질을분석, 비교하기위하여단조후소둔처리한시편들에대한마이크로비이커스경도시험을시행하고인장강도를계산하여현재생체금속재료로사용중인기존의금속들 ( 순타이타늄, Ti-6Al-4V) 과비교하여보았다. 경도측정은마이크로비이커스경도계를사용하여 400g 의하중에서 X200 의현미경으로압흔의길이를측정하였다. 다중회귀분석에의한경도와강도의상관관계식 34) 은다음과같다. σ0.2ps/gpa = 10-3 { [Hv]} σuts/gpa = 10-3 { [Hv]} 3. 부식실험 Tβ/K = [%Zr]-5.5[%Ta]-6.3[%Nb]- 76[%Pd]+1.6[%Sn]+343[%O]+ 600[%N] Tβ/K = [%Mo]-4.3[%Zr]-12.4[%V]- 14.3[%Cr]+8.4[%Fe]+23.4[%Al]+32.1 [%Si] σuts/gpa = 10-3 ( [%Sn]+10.9[%Nb]+ 4.9[%Nb]+2.9[%Ta]+514[%O]+ 1491[%N] Ic/Am -2 =10-2 { [%Pa]-9.5[%Ta]-3.4[%Na]- 0.67[%Zr]+8[%Sn]} 다중회귀분석에의해얻은식들을이용하여다음과같은합금이설계되었다. A: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd C: Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd 설계된합금을진공아아크용해로에서용해한후 1373K 에서 2 시간유지후 β 단조, 1223K 로재가열후 α/β 단조를실시하였다. 단조후내부결함을제거하기위하여 973K 진공에서 2 시간소둔처리를시행하였다. 설계된타이타늄계합금의부식저항실험을통하여신합금들이생체내에서주위조직에어떠한영향을미칠수있는지를확인하여보았다. 이를위하여현재금속재료의부식성평가에널리사용되고있는 potentiostat (EG&G, Princeton Applied Model 273) 을이용하여합금설계된금속시편의부식정도를측정하여보았다. 부식시험기의전극크기에맞도록부식시험편을절단한후 (3 3 3 mm 3 ) 실험표면이외의부분을에폭시수지로피복한후금속표면을 #2000 까지연마지로연마후초음파세척을하였다. 전해액은 1000ml 의증류수에 9g 의 NaCl 이함유된생리식염수를사용하였으며실험온도는 37 를유지하였고, 실험을시작하기전에용액속의용존산소를제거하기위해마그네틱스터러를이용하여용액을교반하면서질소가스를 1 시간동안흘려주었다. 표준전극은포화칼로멜전극 (Saturated Calomel Electrode) 을사용하였으며상대전극 (Counter Electrode) 은백금 (Pt) 을사용하였다. 시험조건은 -800mV 에서 1700mV 까지 0.5mV/sec 의 scan rate 로 potentiodynamic curve 를얻은뒤 Tafel Extrapolation Method 로부식속도를측정하였다. 실험장치는 IBM PC 에의해조절되도록연결하였고부식속도는컴퓨터프로그램 (Softcorr Model 342) 을이용하여측정하였다. 703

4 4. 세포독성실험 개발된신합금의생물학적인적합성을연구하는첫번째단계로써조직배양법에의한세포독성을검토하여임상실험을시행하기위한기초적인연구자료로삼고자하였다. 실험의유효성을검증하기위하여동일한실험을동일한조건하에서 3 회반복하였다. 1) 시편금속종류 Ti : Titanium Ti-6-4 : Ti-6Al-4V A : Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B : Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd C : Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd Ni : Nickel 2) 표면처리 1. No treatment 2. Oxidation (O hr) 3. Nitriding (N hr) 4. Passivation (30% HNO min) 3) 실험방법본실험을위하여특별히제작된합금 3 종류와순수타이타늄, Ti-6Al-4V 합금및양성대조군을포함한 6 가지의각기다른금속으로지름 5mm, 높이 2mm 원형의금속시편을한종류당 4 개씩제작하여서로다른표면처리를하였다. 양성대조군으로는니켈금속을사용하였고음성대조군으로는현재치과용임프란트재료로써사용중인순수타이타늄과 Ti-6Al-4V 금속들을사용하였다. 그리고올바른세포배양실험을확인하기위한또다른대조군으로동일한조건하에서금속시편을집어넣지않은배양접시에세포배양을시켰다. 표면처리된금속시편들은세포배양실험에사용하기위하여초음파세척후소독용알코올로세척한후 vapour steam damp 로각각포장하여고압소독기로멸균소독 (121, 15 기압, 20min.) 을시행하였다. 표면처리된금속시편들은오염방지를위해서타이타늄핀셋만을이용하여다루어졌다. 본실험에서사용한세포는 L929 섬유아세포로서한국세포주은행 (Korea Cell Line Bank) 에서공급받아계대배양하였다. L929 세포의배양액은 RPMI 1640 Solution(Rosewell Park Memorial Institute 1640, Gibco BRL, New York, U.S.A.) 에 10% FBS, 100units/ml Penicillin 및 100μg/ml Streptomycin 을첨가하여준비하였다. L929 세포를배양시킨후수거하여 3ml 의배양액에 5x104 가되도록희석하였다. 배양접시의중앙에시편을위치시킨후배양접시밑바닥에밀착되도록한다음각배양접시당 5x10 4 의세포가포함되어있는 3ml 의배양액을분주하였다. 배양기에서세포들을배양시키면서 2 일간격으로배양액교환을시행하였다. 각시편에의한배양세포의형태학적영향을관찰하기위하여배양후 2 일째및 7 일째각배양접시들을배양기에서꺼내어광학현미경하에서 100 배로관찰하고사진촬영하여각시편간의세포독성상태와세포증식양상을비교, 검토하였다. 배양후 2 일째및 7 일째각배양접시들을배양기에서꺼내어각배양접시별로그동안증식된세포들을수거하여세포수를비교하여보았다. 가. 세포수거배양후 2 일및 7 일째, 각배양접시들을배양기에서꺼내어배양액을제거한후 HBSS(Hank s balanced salt solution) 1ml 로배양접시에증식되어있는세포들을 1 회세척하였다. 각배양접시에 Trypsin-EDTA 용액 (0.05% Trypsin-0.53mM ED- TA) 을 1ml 넣고 3 분간기다린후, pasteur pipet 으로세포들을수거하여 15ml 원심분리시험관으로옮겼다. 1ml 의 Trypsin-EDTA 용액을배양접시에넣고잔류세포들을한번더수거하여원심분리시험관에첨가한후원심분리 (200g, 5min) 를시행하였다. 나. 세포수측정 2 일배양후에는 RPMI 1640 배양액 200 μl씩을, 7 일배양후에는 4ml 씩을원심분리된세포가들어있는원심분리시험관에주입하고혼합한후, pipetman 으로 90 μl을 green tube 에옮겨담았다. Green tube 에 0.4% trypan-blue 용액 10 μl를넣고혼합한후, hemocytometer 에서세포수의측정을시 704

5 행하였다. 계산된세포수를이용하여배양접시당총세포수를환산하였다. 실험이끝난금속시편들은금속시편표면에부착되어있는단백질의분해를위하여 24 시간동안 Haemosol solution(haemo-sol Inc. Baltimore, USA) 에넣은후흐르는물로 1 분간세척하고증류수로세척한다음, 표면연마후다시표면처리를시행하여실험을반복하였다. 5. 동물실험 1) 실험금속및시편의표면처리새로이설계된 3 종류의타이타늄계합금들 (Ti- 20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In, Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd, Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd) 중에서경도측정실험, 부식저항실험그리고세포독성실험결과, 종합적으로실험성적이우수한 2 종류의합금 (A group; Ti- 20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In, B group; Ti-20Zr-3Nb- 3Ta-0.2Pd) 을실험금속으로선택하여가토를이용한동물실험을시행하였다. 순타이타늄, Ti-6Al- 4V 을대조군으로하여모두 4 종류의금속을이용하여각각 4 개씩, 모두 16 개의반원형 ( 지름 4mm, 높이 1.5mm) 의형태로금속시편을제작하였다. 또한음성대조군으로는같은크기와형태의니켈 (Ni) 금속시편을제작하였다. 모든금속시편들은 #2000 연마지를이용하여표면연마를하였고초음파세척후개별포장하여멸균소독하였다 (121, 15 기압, 20min). 2) 실험방법암수구별없이건강상태가양호한체중 2-2.5Kg, 백색가토 (New Zealand, White 계통 ) 가본실험에사용되었고 18마리의가토의좌측경골에는실험금속을, 우측경골에는대조군의금속시편을이식하였다 (Table 2). 수술은 Zoletil-50 (Zolazepam and Tiletamine, Virbac Korea, 0.2mg per kg body weight) 을근육주사하여전신마취시행후금속시편을이식하였다. 실험동물들은배합사료 ( 삼양사료, 삼양식품사, 서울, Korea) 를공급하여경희의료원동물실험실에서독립적인우리를사용하여사육되었다. 별도의예방적항생제는투여하지않았고, 모든수술은멸균상태에서시행되었으며수 술기구를사용하여장골의중간부위를따라 3Cm 가량절개하고골막을양쪽으로박리하였다. 장골의중간부위를노출시킨후치과용드릴 (#4 round bur) 과충분한생리적식염수를사용하여폭 1.3mm, 길이 4mm의홈을장골과평행하게형성하고이곳에멸균처리된금속시편을이식한후이식부위를골막으로덮고층간봉합술식으로봉합하였다 (Fig. 1). 감염방지를위해서술후에는적절한항생제투여를시행하였다 (Gentamycin, 동신제약, Korea, 5mg/Kg, IM injection). 이식수술 3개월후에실험동물을희생시켜금속시편을주위골조직과함께절제하였다. 절제해낸금속-골조직은 10% natural buffered formaline에 72시간동안고정하고, 3시간동안흐르는물로세척하였다. 3일간 villaneuva bone stain solution에담가염색후 50%, 70%, 80%, 90%, 95%, 100% 의알코올로탈 Table 2. Design of the animal experiment Rabbit Left side Right side Surface Tx #1 A Ti No Tx #2 B Ti-6Al-4V No Tx #3 A Ti No Tx #4 B Ti-6Al-4V No Tx #5 A Ti Passivation #6 B Ti-6Al-4V Passivation #7 A Ti Passivation #8 B Ti-6Al-4V Passivation #9 A Ti N2 Tx #10 B Ti-6Al-4V N2 Tx #11 A Ti N2 Tx #12 B Ti-6Al-4V N2 Tx #13 A Ti O2 Tx #14 B Ti-6Al-4V O2 Tx #15 A Ti O2 Tx #16 B Ti-6Al-4V O2 Tx #17 Nickel Ti No Tx #18 Nickel Ti-6Al-4V No Tx A : Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B : Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd Ti : Titanium Tx: Treatment 705

6 166.5 의순수타이타늄보다월등히높은기계적성질을갖고있음을알수있다. 설계된합금들의경도, 인장강도값을기존의순수타이타늄, Ti-6Al- 4V 합금과비교했을때대체적으로순수타이타늄보다는우수하고 Ti-6Al-4V 합금과유사한물리적성질을갖고있음을알수있다 (Table 3). 2. 부식실험결과 Fig. 1. Radiograph of the surgically implanted metal in rabbit femur(arrow). 수하고 methylmethacrylate resin으로침투, 포매하여 37 항온기에서 5일간경화시킨후경화완료5일경과후두께50μm 의절편을제작하여반사광학현미경과전자현미경으로검경하였다. 1. 경도측정실험결과 III. 실험성적 타이타늄값은경도값이 166.5, 인장강도값이 MPa 이고 Ti-6Al-4V 은각각 과 MPa 이었다. Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In 은각각 300 과 MPa 로타이타늄에비해약 2 배의값을갖고있었으며이것은 Zr 이타이타늄에고용됨으로써기여할수있는고용강화에기인한것으로사료되며 In 을첨가하지않은 Ti-20Zr-3Nb-3Ta- 0.2Pd 보다도큰값을나타내고있음을알수있다. 따라서 In 이강도증가에기여하고있음을알수있다. 또한 Ti-20Zr-3Nb-3Ta -0.2Pd 과 Ti-15Zr- 3Nb-3Ta-0.2Pd 의경도값은각각 과 로써 타이타늄의경우부식전위, 즉 Ecorr값이 - 375mV이며시료의 breakdown전위는 1200mV 정도로높은값을나타내고있다. 한편 Ti-6Al-4V 의경우 breakdown 전위는 1300mV 정도로높은값을나타내지만부식전위값은 -118mV로써시료표면의부동태피막이불완전하여완전한부동태를이루고있지못함을알수있다. 그리고 Ti- 20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In는부식전위값이 - 363mV로 breakdown 전위는 1150mV 부근으로높으며부동태피막도안정하여타이타늄과같은정도의안정한부동태화를나타내고있다. 또한 Ti-15Zr-3Nb -3Ta-0.2Pd의부식전위는 -388mV로써가장우수한부식특성값을나타냈다. 따라서 Ti- 20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In과 Ti-15Zr-3Nb-3Ta- 0.2Pd는부동태피막의형성이용이하고안정함을알수있다. 각금속들의 potentiodynamic curve를얻은뒤항부식특성이뛰어난것으로알려진순수타이타늄의 curve와비교하여본결과 Ti-6Al- 4V이가장불안정한부동태막을형성하는것으로나타났으며 Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In이타이타늄과가장유사한부동태막을형성하는것으로나타났다 (Fig. 2). Tafel Extrapolation Method를이용하여부식속도를계산하고상호비교하여보았다. Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In의경우순수타이 Table 3. Hardness and ultimate tensile strength tests Composition Vickers Hardness (Hv) Ultimate Tensile Strength (MPa) Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In 300.0±1.6* 967.4±3.6 Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd 264.3± ±3.1 Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd 278.7± ±3.0 Ti 166.5± ±3.3 Ti-6Al-4V 358.3± ±3.9 *: Mean±S.D., n=10 706

7 타늄과 Ti-6Al-4V 에비슷한부식속도를갖고있는것으로나타났다. 설계된합금의부식전위, 부식속도, Breakdown potential 값을순수타이타늄과 Ti-6Al-4V 합금과종합적으로비교해보았을때순수타이타늄과유사한항부식능력을갖고있음을알수있다 (Table 4). 3. 세포독성실험결과 Fig. 2. Potentiodynamic plots of specimens 검사금속시편들의초기독성여부를검사하는의미에서배양후 2 일째의관찰을하였고배양후 7 Table 4. Results of corrosion test Composition Corrosion potential(mv) Breakdown potential(mv) Corrosion rate(mpy) Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In -363±13.81* 1150± Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd -358± ± Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd -388± ± Ti -375± ± Ti-6Al-4V -118± ± *: Mean±S.D., n=8 Fig. 3. L-929 cell growth and cell attachment could be observed around pure titanium for 2-day(above) and 7-day(below) incubation(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). Fig. 4. L-929 cell growth and cell attachment could be observed around Ti-6Al-4V for 2-day(above) and 7-day(below) incubation(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). 707

8 Fig. 5. L-929 cell growth and cell attachment around Ti-20Zr-3Nb-3Ta- 0.2Pd-1In demonstrated similar pattern as pure titanium and Ti-6Al-4V for 2-day(above) and 7-day(below) incubation(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). Fig. 6. L-929 cell growth and cell attachment around Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd demonstrated similar pattern as pure titanium and Ti-6Al-4V for 2-day (above) and 7-day(below) incubation(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). Fig. 7. L-929 cell growth and cell attachment around Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd demonstrated similar pattern as pure titanium and Ti-6Al-4V for 2-day (above) and 7-day(below) incubation(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). 일째의관찰에서는양성대조군을제외한모든금속시편들에서배양접시전체에골고루세포가증식하였음을관찰할수있었으며그세포들의형태와증식양상은완전한정상상태임을광학현미경을통하여확인할수있었다 (Fig ). 니켈을사용한양성대조군의경우에는금속시편주위로뚜렷한 inhibition zone 을관찰할수있었다 (Fig. 8). 또 한, Trypan blue exclusion test 에서죽은세포는거의보이지않았다. 6 가지의서로다른금속들 (A, B, C, 타이타늄, Ti-6-4, Ni) 에서배양된세포의수를계산하여각 Group 별로통계학적유의성을검증하였다. 우선각군들간의유의성을 t-test 를통하여분석하여보았다. 2-day, 7-day 모두실험군들 (A, B, C) 간의차 708

9 Fig. 8. Definite cell growth inhibition zone was observed around the negative control specimen(ni)(magnification X100) (M: Metal, C: L929 Cell). 이는유의성이없었고 (p 0.01), 음성대조군들 ( 타이타늄, Ti-6-4) 간의차이도유의성이없었다 (p 0.01). 실험군과음성대조군, 양성대조군을각각 t- test 로상호비교한결과, 2-day, 7-day 모두실험군과음성대조군의비교에서는유의성이없었으나 (2-day; p=0.065, 7-day; p=0.307) 실험군과양성대조군, 음성대조군과양성대조군의비교에서는통계학적유의성을확인할수있었다 (2-day; 각각 p=0.03, p=0.01, 7-day; 각각 p 0.01, p 0.01). 실험군과대조군들의분산분석을하여본결과각군들간의차이가매우큰것이확인되어 (2-day; p=0.0026, 7-day; p=0.0001) Duncan 분석법을이 Table 5. Average L-929 cell numbers after 2-day incubation A B C Ti Ti-6Al-4V Ni No Tx 17.0±2.7* 19.0± ± ± ± ±1.3 Pass 18.6± ± ± ± ± ±1.9 N2 18.6± ± ± ± ± ±1.4 O2 18.7± ± ± ± ± ±3.7 *: Mean±S.D. X 104/Dish, n=15 No Tx: no surface treatment, Pass: Passivated surface, N2: Nitrogen treated surface, O2: Oxidation treated surface No statistical difference experimental group and control group except nickel was found. A: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd C: Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd Table 6. Average L-929 cell numbers of 7-day incubation A B C Ti Ti-6Al-4V Ni No Tx 510.0±56.3* 477.4± ± ± ± ±80.5 Pass 446.5± ± ± ± ± ±29.5 N ± ± ± ± ± ±8.8 O ± ± ± ± ± ±20.1 *: Mean±S.D. X 104/Dish, n=15 No Tx: no surface treatment Pass: Passivated surface, N2: Nitrogen treated surface O2: Oxidation treated surface A: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd C: Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd 709

10 a-(b+c) bone - metal contact ratio(%)= 100 a Fig. 9. Diagram of bone to metal interface Fig. 10. Low magnification(x50) picture shows bone apposition along the implanted metal (B: Bone, M: Implanted Metal). Fig. 11. Reflecting light microscopic picture(x100) of metal-bone interface with pure titanium (no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). Fig. 12. Reflecting light microscopic picture(x100) of metal-bone interface with Ti-6Al-4V (no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). Fig. 13. Reflecting light microscopic picture(x100) of metal-bone interface with A metal (Ti- 20Zr-3Ta-3Nb-0.2Pd-1In, no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). Fig. 14. Reflecting light microscopic picture(x100) of metal-bone interface with B metal (Ti- 20Zr-3Ta-3Nb-0.2Pd, no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). 710

11 Fig. 15. High magnification picture(x200) shows well mineralized adjacent bone tissue with experimental metal(a: Ti-20Zr-3Ta-3Nb- 0.2Pd-1In, no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). 용하여실험군과음성대조군, 양성대조군을각각비교하여보았다. 실험군과양성대조군 (Ni) 과의비교에서는확실한통계학적유의성을검증할수있었고 (2-day; p 0.05, 7-day; p 0.01) 실험금속들과음성대조군들 ( 타이타늄, Ti-6-4) 과는통계학적유의성이없이서로유사한세포증식양상을나타내었다 (2-day; p 0.05, 7-day; p 0.01)(Table 5, 6). 따라서개발된신합금들은현재사용되고있는순수타이타늄, Ti-6Al-4V 합금과유사한정도의생물학적적합성을갖고있는것으로보여지며니켈금속을이용한양성대조군에서는뚜렷한세포증식억제현상을볼수있었다. 또한본실험에서는표면처리에따른세포들의부착정도, 증식정도가통계학적으로보았을때차이가없는것으로나타났다 (p 0.05)(Table 5, 6). 4. 동물실험결과 임프란트에대한생물학적치유반응의평가는광학현미경하에서금속 - 골조직접촉비율을측정하는 histomorphometry 방법을이용하였고 (Fig. 9) 골결합특성을비교하기위하여전자현미경적관찰을하였다. 시술 3 개월후수술부위의염증변화는보이지않았고음성대조군 (Ni) 을제외한금속시편들은주위신생골에의해완전히고정되어있음을육안으로확인할수있었다. 광학현미경에서골조직의염증소견은전혀볼수가없었고이식된금속의부식현상은관찰할수없었다. 금속시편주위의 Table 7. Bone-metal contact ratio(%) according to test material A B Ti Ti-6Al-4V ±9.8* 93.1±6.4* 93.3±9.5* 93.3±9.0* *: Mean±S.D. A: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In B: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd Ti: Titanium 골조직은금속계면을따라서거의모든금속계면과접촉하고있었고 haversian canal 을갖는정상골조직을관찰할수있었으며골의괴사와같은병적인소견은없었다 (Fig ). 주위골조직은 new bone lamellae 를형성하고정상적인골화세포를포함하고있었고치밀하게석회화가된부분도관찰할수있었다 (Fig. 15). 광학현미경하에서모든절편을관찰하여금속 - 골조직접촉율을계산하여본바에의하면 4 가지서로다른금속재료들은 % 의접촉율을나타내었고실험금속들 (A 와 B 군 ) 은양성대조군인순타이타늄, Ti- 6Al-4V 과유사한매우높은금속 - 골조직접촉율을나타내고있었다. 4 종류의서로다른이식금속재료들의금속 - 골조직접촐율은거의유사한정도의높은비율을보였다 (Table 7). 또한실험군과대조군의주위골형성에대한비교, 검토를위하여전자현미경적관찰을하였다. SEM(Scanning Electron Microscope) 소견에의하면전반적으로금속시편주위로치밀하게골부착이잘되어있었으며표본제작시이식금속과골조직간의층이생긴것을제외하고는주위골잘형성되어있었다 (Fig. 16, 17). 실험금속인 A(Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In) 과 B(Ti- 20Zr- 3Nb-3Ta-0.2Pd) 금속은순타이타늄, Ti-6Al- 4V 과거의유사한정도의골유착양상을보였다. 711

12 Fig. 16. Scanning Electron Microscopic picture(x500) of the metal-bone interface with pure titanium(no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). Fig. 17. Scanning Electron Microscopic picture(x500) of the metal-bone interface with experimental metal(a: Ti-20Zr-3Ta-3Nb-0.2Pd- 1In, no surface treatment) (B: Bone, M: Implanted Metal). Table 8. Bone-metal contact ratio(%) according to surface treatment No Tx Pass N2 O2 A 87.6±13.2* 97.3± ± ±9.0 B 89.7± ± ± ±4.1 Ti 93.6± ± ± ±5.9 Ti-6Al-4V 89.6± ± ± ±5.7 *: Mean±S.D. A: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In Pass: Passivated surface B: Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd N2: Nitrogen treated surface Ti: Titanium O2: Oxidation treated surface No Tx: No surface treatment 통계학적유의성을검증하기위하여금속시편의재료에따른분산분석을시행하여본결과, 시편재료에따른금속 - 골조직접촉율의차이가없는것으로확인되어 (P=0.9869), 실험군과대조군의유의성을 t-test 를통하여분석하여보았다. 새로이개발된 2 가지타이타늄계합금의금속 - 골조직접촉율은양성대조군인순타이타늄, Ti-6Al-4V 과유의성이없었고 (P=0.4154) A 금속과 B 금속간에도, 순타이타늄과 Ti-6Al-4V 간에도유의성을발견할수없었다 (P=0.6622, P=0.1324). 4 가지의서로다른표면처리방법에따른금속 - 골조직접촉율의차이도통계학적인유의성을찾을수없었다 (P=0.3459)(Table 8). IV. 총괄및고안 인간의평균수명의증가와더불어기능이상실된뼈, 관절, 치아등을여러가지생체재료들을이용하여인공뼈, 인공관절, 인공치아등으로수복할수있는기회가급속히늘고있다. 인체이식물질은이미국내에서도널리실용화되어실제로치과, 정형외과, 특수클리닉등에서활용되고있다. 특히, 의치사용의불편감은자연치아와좀더유사한인공치아의개발을필연적으로가져오게되었고최근에는생체적합성이우수한인공이식금속들이계속개발됨에따라치아이식학은획기적 712

13 인발전을하게되었다. 인공치아이식술은 1980 년대에들어와서시술의보편화가가속되는추세이며미주지역에소개되는인공치아만도 30 개이상의회사들에서 24 종이상의치과용임프란트가제작, 판매되고있는것으로알려져있다 36). NIH 에서발표한수치를보면미국에서시술된치과임프란트의전체수는 1983 년에서 1987 동안 4 배가증가하였고, 같은기간동안치과임프란트를시술하는의사들의수는 10 배로증가하였으며 1992 년까지미국에서시술된치과임프란트의수는약 30 만개로추산된다 6). 또한경제발전에따른국민소득의증가는인공치아이식술에대한수요의증가를가져오게되었으며앞으로는계속그필요성이증대되리라사료된다 29). 역사적으로볼때고대이집트인들이동물의뼈등을이용하여상실된치아의대치물로사용하였고마야문명시대의두개골에서는돌을조각하여인공치아로이식한치아이식의고고학적증거들이발견되고있는것으로보아인공치아이식술은새롭고독특한방법은아니다 18,37). 역사적으로는오래되었지만인공치아이식술이시행착오적으로시도되어온기본적인문제는일차적으로재료의생체적합성에있었다. 생체와접촉하는재료는무엇보다도주위조직과조화를이루면서그기능을해야한다. 이러한요구조건을충족시키기위해서는적절한물리적성질을갖으면서독성, 알러지반응과같은이물반응이없고화학적으로안정적이어야하며생체조직에대한적합성이양호해야한다. 좋은생체재료의선택은인공치아이식의성공과예후에큰영향을미치게되므로올바른생체재료의설계와개발은매우중요한의미를갖는다고하겠다 38). 생체재료는기능성과함께생체내에서독성이없이안정성을유지해야한다는것이절대적인조건이며, 지금까지인공생체기관의개발이늦어진이유는기계적강도, 기능성등에문제가있어서가아니라재료의생체친화성이결여된것이원인이라고보는것이옳을것이다. 인공치아의재료가생물학적요건을충족시키기위해서는독성과주위조직에자극성이없어야하며구강내에서변형되거나부식되지않고발암성등의염려가없어야된다고강조되고있다 6,9,10,14,15,17,24,32). Akagawa 등 9) 은생 체금속재료의선택시고려해야할사항들이부식성, 기계적피로도, 독성그리고치유를방해하는성질등이라고하였다. Autian 39) 은새로운재료가개발되어사용될때는생체적인부작용의가능성에대해주된관심을가져야하며생물학적관점에서독성여부를검사해야한다고하였다. 특히치과용임프란트의개발과관련하여 Brunski 40) 는재료의표면특성, 부식산물의방출, 산화막의안정성등이지속적으로고려되어야하며임프란트재료의검사뿐아니라임프란트의형태, 외과적수술, 보철등도종합적으로고려되어야한다고하였다. 모든생체이식재료는정도의차이는보이나주위조직으로재료의물질이유리될수있으며이에따라인접조직이나다른조직장기에서자극반응, 염증반응등을일으킬수있다. 이는급성반응으로나타날수도있고만성적으로서서히나타날수도있다. 생체재료가주위생체조직에영향을주기위해서는유리된금속이온이주위세포의변성을초래하여야하며이러한세포변성작용은금속과생체조직사이의반응의종류와정도에의해서달라질수있다 17,23). 따라서생체재료로사용할수있기위한중요한조건중의한가지요건으로서높은부식저항을가져야한다고할수있다. 부식은넓게는어떤재료가주어진환경하에서파괴되는것을말하며따라서부식이진행되면주위환경에대해부식산물이나가용의형태로금속표면에서금속이온이유리되어주위조직에영향을미치게된다 3,9,15). 체내에삽입된모든금속재료는주위의체액과반응하여부식을일으킬수있다고보아야하지만 17,23) 현재생체재료로서주로사용되는순수타이타늄, 타이타늄계합금등은공기중에서산화하여그표면에산화막을형성하게된다. 이러한산화막은타이타늄이공기중에노출된수초후부터형성되기시작하여수분후에는 100A 의두께로형성되며이산화막은부식저항이커서타이타늄이체내에서금속이온으로용해되는것을막아주게되어우수한생체적합성을부여해주게된다 1,9,30,31,46,56,59). 본연구의결과에의하면새로이개발된합금들의물리적성질이 Ti-6Al-4V 보다우수하지는않으나순타이타늄보다는매우우수한값을나타내고있었다. 또한본연구에서시행한부식실 713

14 험을통하여측정된 corrosion potential, breakdown potential, 그리고 corrosion rate 값들을보면, 타이타늄계합금들이비교적좋은부식저항능력을갖고있음을알수있었다. 부식전위 (corrosion potential) 란개방회로 (open circuit) 조건에서표준전극에대하여부식이시작되는시편의표면에서의전위를말하며, 파괴전위 (breakdown potential) 란시편이부식액에서가스가발생하면서급격히부식되어대용량의전류가흐르고시편의표면에서급격한파괴가일어날때의전위를말한다. 실험금속과순타이타늄의부식전위, 파괴전위값들은각각 mV, mV 의유사한값들을보이고있어전반적으로새로이개발된타이타늄계합금들이순타이타늄의부식특성을갖고있는것으로보여진다. 또한 Tafel extrapolation method 를이용하여계산한부식속도 (corrosion rate) 는 1 년간부식되는금속시편의 mili-inch 를환산한값으로서순타이타늄이가장우수한값을나타내었으나새로이개발된실험금속들역시이에근접한부식속도를나타내고있었다. 경도실험, 부식실험의결과를통하여 Al, V 대신사용한 Zr, Nb, Ta, Pd, In 등의첨가물들은순타이타늄의경도값을향상시키면서탁월한부식저항특성을변화시키지않는것으로나타났다. 따라서독성가능성이있는 Al, V 을제외한 Zr, Nb, Pa, Pd, In 등을사용하여개발된합금들은순타이타늄의물리적성질을크게개선시키면서우수한부식저항특성을유지하고있는것으로사료되어이러한합금들을이용한세포독성실험과동물실험을시행하였다. 인공치아는생체내에이식되는물질로써환자에게시술하기전에충분한임상적실험과관찰을필요로한다 41). 임프란트의성공요건인임프란트의확실한고정을얻기위해서는생체적합성과생역학적인분석을통해서인접조직의반응과응력분산등을사전에고려해야한다 6,40,42,43). 기능을수행하기위한기계적성질이아무리좋아도그재료나부산물이체내에서수용되지않고독성이나자극, 이물반응을일으킨다면생체재료로서가치가없다고보아야할것이므로이러한재료들의생체적합성에대한임상적인연구에더관심이집중되고있다 6,9,13,38,44,45). 세포독성이라함은생체내에서화학적또는물리 적으로유해한반응을나타내는것을말하는것으로써새로운재료가개발되어사용되기위해서는필수적으로인체유해성과안정성등이심각하게고려되어야만한다 10,39,46,47). 생체물질에대한조직반응의기전은아직명확히밝혀져있지않은부분이있으나일반적으로생체물질의물리적, 화학적성질과표면상태, 수술중의외상, 수술후의감염여부등에따라서달라질수있다 3,4,9,40,48 50). 인공치아이식후가장관심이되고있는것은이식된물질에대해생체조직이어떠한반응을보이는가하는점으로서 43,51,52), 이를위한기초연구는주로세포배양을이용한세포독성실험을통해이루어지는데 2,8,17,39,44,50,53 56), 세포배양법을통하여생체내에서와유사한환경하에서특정생체물질에대한특정세포들의반응을관찰함으로써재료의독성여부, 생체재료에대한세포들의부착, 확산과증식등을확인해볼수있다 42,47,56,57). 세포독성실험은인공이식재료의생체친화성을검사하는여러방법중에서가장기본적이고필수적인검사법으로서 Agar Diffusion, Fluid Medium, Agar Overlay, Flask Dilution 등등의방법이있다 15,39,47,53). 본실험에서사용한검사방법은 Guess 등 15,39,53 ) 이 1965년도에소개한 L929 mouse Cell을이용하는검사법으로서배양접시중앙에검사할시편을위치시키고배양액과세포를넣고일정기간동안세포를배양시킨다음세포의수, 형태, 증식양상등을관찰하여검사시편의독성여부와생체친화성정도를관찰하는검사법이다. 본연구의세포독성실험결과에의하면 L929세포는새로이개발된합금들과현재임프란트재료로사용되고있는금속들주위에서유사한세포증식양상을나타내고있었다. 시편주위로세포증식억제현상을나타낸니켈금속시편과타이타늄계금속들의세포증식양상을비교하여보았을때, 순타이타늄과새로이개발된타이타늄계합금들 (Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd -1In, Ti- 20Zr-3Nb- 3Ta-0.2Pd, Ti-15Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd) 주위로세포들이집중되어증식하는양상을보이고있었다. 이러한현상은타이타늄금속이갖고있는우수한생체적합성에서기인한것으로보여진다. 임프란트에사용되는재료자체가임프란트의표면특성과생체적합성의일반적인조건을제공하지만이식재료의표면조성이주위생체조직과의조직 714

15 적합성및골유착현상에서중요한역할을하는것은잘알려진사실이다. 특히생체물질의표면을구성하는층과생체세포와의부착기전에대해서는아직명확한사실이구명되지못하고있지만, 생체재료의표면구성과표면상태에따라서세포들의반응기전과부착정도가달라진다는사실이보고되고있다 38,56 60). 타이타늄계금속들은공기중에노출되면초기산화막층이생기고시간경과및표면관리방법, 소독방법등에따라서다양한산화막층을형성할수있다. 이러한산화막층은임프란트에서매우중요한역할을하며그종류와조성은골유착과정에서결정적인역할을한다. 골유착성임프란트의조직과의접촉은과도한인접골조직의흡수반응없이계속되는일련의골개조와골재형성과정의결과이다. 따라서임프란트면의인접한골의결합반응은골형성과골흡수의동적과정으로이해할수있다. 초기골접촉후골개조반응이시작되는데조혈세포에서유래한파골세포가흡수성 cutting cone 을형성하고그다음과정으로는 lamellae bone 분화를일으키는골형성이일어나게되며새롭게분화된골아세포 (osteoblast) 가성숙한 haversian bone system 을형성하게된다. 결국, 임프란트와주위골사이의공간은치유성골생성에의해채워지게되고결과적으로이식금속의임상적고정을나타내게되는것으로사료된다. 또한여러학자들은 implant 표면특성에따른세포반응에대한다각도의고찰을통하여 implant 의표면특성과구성성분이특정세포들의기능에영향을미칠수있으며, 결과적으로세포와 implant 표면간의부착기전에영향을줄수있다고하였다 38,54,58). Thomas 등 60) 은 12 종류의서로다른종류의 implants 를이용한동물실험을통하여 implant 의재료와모양보다는표면상태가골융합과정에서중요한요건이라고하였다. 그리고 Wennerberg 등 61) 은 Topscan 3D system 을이용하여현재사용중인 13 종류의치과용 implants 의모양과표면상태를분석하였는데각회사의제품에따라서 implant 의표면상태가다르며골융합에가장적절한표면상태에관한연구가앞으로필요하다고하였다. 본실험결과에의하면 4 가지의서로다른표면처리방법 (No treatment, Oxidation treatment, Nitriding treatment, Passivation treatment) 에따른금속 - 골조직접촉율 의차이는나타나지않았다. 이는타이타늄의표면처리는타이타늄금속의기본적인생체적합성특성에큰영향을미치지못하는것으로보여지며이와관련된지속적인연구가필요할것으로사료된다. Castlman 등 10) 은개를이용한동물실험에서타이타늄계합금들의인접주위조직반응, 골융합반응등을종합적으로검토한결과이러한합금들이기계적성질을유지하면서생체금속재료로써사용될수있는높은가능성을갖고있다고하였다. Young 29) 도순수타이타늄은치과용임프란트로사용하기에는기계적성질이부족할수있으며이러한단점을극복할수있는적절한생체적합성을지니면서향상된물리적성질을갖는합금의개발이필요하다고하였다. 그리고 Davidson 등 32) 은세포독성이있는 Co, Cr, Mo, Al, V 등대신에 Nb, Zr 등을이용하여타이타늄계합금을제작하면부식저항능력을우수하게개선시켜골조직과의생체적합성을향상시킬수있다고하였다. 이러한신합금들은우수한생체적합성뿐아니라정형외과적으로도사용할수있을정도의좋은기계적, 물리적성질을갖고있는것으로발표되었다 32). Kawahara 17) 도생체적합성, 금속의안정성, 물리적성질등을고려할때앞으로여러종류의타이타늄계합금들이생체금속재료로써연구할가치가높은것으로서술하였다. 생체재료란체내의생체조직이나장기를대치하고수복하는이식재료이므로기계적성질, 부식저항뿐아니라생체적합성검사는매우중요한단계이다 15). Itakura 등 42) 은 implant 의새로운재료의생체적합성을검사하기위하여 osteogenic cell line 을이용한새로운검사법을개발하기도하였다. 이와같은관점에서생물학적규격화의필요성이강조되어이러한검사법으로첫째, 임상전단계에서생체재료의구성성분검사를위한시험관내에서의조직배양에의한생물학적검사법 (level I), 둘째, 동물의생체조직을대상으로한검사법 (level II), 그리고마지막으로임상에서의관찰 (level III) 등의생체적합성여부를알아보기위한단계적인검사가필요하다고하였다 15,39,62). 본연구의세포독성실험및동물실험결과에의하면 Zr, Nb, Ta, Pd, In 등을참가하여개발된합금들은현재치과 715

16 임프란트재료로널리사용중인순타이타늄과유사한정도로세포독성이없었고가토를이용한 3 개월간의동물실험결과골조직 - 금속간의밀접한골유착현상을나타내고있었다. 따라서새로이개발된합금들은순타이타늄의물리적성질을크게개선시키면서우수한부식저항능력과생체적합성을나타내고있으므로생체이식재료로서의가능성을충분히갖고있는것으로사료되었다. Young 29) 은치과임프란트의장래연구분야는세포생물학과재료적인측면을연결시킨방향으로나아가야하며임프란트는생체조직의한부분으로이해하고접근해야할것이라고하였다. 생체재료의화학적, 기계적그리고생물학적특성을이해하는것은새로운생체재료개발의시작이며앞으로의방향을제시해줄수있다. 본연구에서는인체유해가능성이논의되고있는 Al, V 등을배제하고인체유해성이지적되지않은 Zr, Nb, Ta, Pd, In 등을순타이타늄에첨가하여새로이개발된합금들의물리적성질, 부식특성, 세포독성실험을거쳐가토를이용한동물실험을시행하여새로이개발된합금들이생체이식재료로서사용될수있는잠재성을확인하였다. 앞으로지속적인임상실험을통해서생체친화성이확인된신합금들을이용하여치과용인공치아를설계, 제작하는것이과제가될것으로사료된다. V. 결론 순타이타늄의탁월한생체적합성을손상시키지않고타이타늄계합금들의우수한기계적성질에근접하는새로운생체용타이타늄계합금의개발을목표로하여생체내세포독성이지적되지않고생물학적안정성이우수한원소인 Zr, Ta, Pd, Nb, In 을타이타늄에첨가하여제조된합금들에대한경도측정, 부식저항, 세포독성그리고가토의주위골형성에대한연구에서다음과같은결론을얻었다. 1. 경도측정실험결과새로이설계된티타늄계합금들 (Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd -1In, Ti-20Zr- 3Nb-3Ta-0.2Pd) 은순티타늄에비하여월등히우수한경도값을나타내고있었다. 2. Potentiostat 를이용하여 potentiodynamic curve 를얻은결과새로이설계된티타늄계합금들 (Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In, Ti-20Zr-3Nb- 3Ta-0.2Pd) 이순타이타늄에근접한부식저항특성을나타내고있었다. 3. 세포배양법을이용한세포독성실험결과새로이설계된타이타늄계합금들은현재임프란트재료로사용되고있는순타이타늄, Ti-6Al-4V 과유사한생물학적적합성을갖고있는것으로나타났다. 4. 가토를이용한동물실험에서새로이설계된타이타늄계합금들은순타이타늄, Ti-6Al-4V 과통계학적으로유사한금속 - 골조직접촉비율을보였고주사전자현미경적 (SEM) 소견에의하면새로이설계된타이타늄계합금들의골유착특성은순타이타늄, Ti-6Al-4V 과유사한양상을보였다. 5. 새로이설계된타이타늄계합금들, 순타이타늄, 및 Ti-6Al-4V 합금은금속 - 골조직접촉비율에서표면처리방법에따른차이를보이지않았다. 참고문헌 1. Nationsl Instututes of Health(NIH) : National Institutes of Health Consensus development conference statement. J. Am. Dent. Assoc., 117: , Br nemark, P.I. : Osseointegration and its experimental background. J. Prosthet. Dent., 50: , Albrektsson, T. and Jacobsson, M. : Bone-metal interface in osseointegration. J. Prosthet. Dent., 57: , Brunette, D.M., Kenner, G.S. and Gould, T.R.L. : Grooved titanium surfaces orient growth and migration of cells from human gingival explants. J. Dent. Res., 62: , Meffert, R.M., Block, M.S. and Kent, J.N. : What is osseointegration? Int. J. Perio. Res. Dent., 4:9-21, Linkow, L.I. and Dorfman, J.D. : Implantology in Dentistry. A brief historical perspective. N. Y. 716

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20 ABSTRACT A HISTOMORPHOMETRIC STUDY OF BONE APPOSITION TO NEWLY DEVELOPED TI-BASED ALLOYS IN RABBIT BONE Tae-in Kim, D.D.S., D.M.D., M.S.D., Ph.D. Department of Prosthodontics, Graduate School of Dentistry, Kyung Hee University Division of Metals, Korean Institute of Science and Technology(KIST) Research advances in dental implantology have led to the development of several different types of materials and it is anticipated that continued research will lead to advanced dental implant materials. Currently used pure titanium has relatively low hardness and strength which may limit its ability to resist functional loads as a dental implant. Ti-6Al-4V also has potential problems such as corrosion resistance, osseointegration properties and neurologic disorder due to aluminium and vanadium, known as highly toxic elements, contained in Ti- 6Al-4V. Newly developed titanium based alloys (Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd-1In, Ti-20Zr-3Nb- 3Ta-0.2Pd) which do not contain toxic metallic components were designed by the Korea Institute of Science and Technology(KIST) with alloy design techniques using Zr, Nb, Ta, Pd, and In which are known as non-toxic elements. Biocompatibility and osseointegration properties of these newly designed alloys were evaluated after implantation in rabbit femur for 3 months. The conclusions were as follows: 1. Mechanical properties of the new designed Ti based alloys(ti-20zr-3nb -3Ta- 0.2Pd-1In, Ti-20Zr-3Nb-3Ta-0.2Pd) demonstrated close hardness and tensile strength values to Ti-6Al-4V. 2. New desinged experimental alloys showed stable corrosion resistance similar to the pure Ti but better than Ti-6Al-4V. However, the corrosion rate was higher for the new alloys. 3. Cell culture test showed that the new alloys have similar cell response compared with pure Ti and Ti-6Al-4V with no cell adverse reaction. 4. New designed alloys showed similar bone-metal contact ratio and osseointegration properties compared to pure Ti and Ti-6Al-4V after 3 months implantation in rabbit femur. 5. Four different surface treatments of the metals did not show any statistical difference of the cell growth and bone-metal contact ratio. Key word : Ti-based alloy, dental implant, biocompatibility, osseointegration, non-toxic element 720