나노입자크기의하이드록시아파타이트와 베타 - 트리칼슘포스페이트를첨가한광중합형 글라스아이오노머시멘트의탈회저항과결합강도 연세대학교대학원 치의학과 마연주
나노입자크기의하이드록시아파타이트와 베타 - 트리칼슘포스페이트를첨가한광중합형 글라스아이오노머시멘트의탈회저항과결합강도 지도최병재교수 이논문을석사학위논문으로제출함 2009 년 6 월일 연세대학교대학원 치의학과 마연주
마연주의석사학위논문을인준함 심사위원 심사위원 심사위원 인 인 인 연세대학교대학원 2009 년 6 월일
감사의글 논문이완성되기까지연구의계획에서부터각연구의단계마다아낌없이격려를해주시고지도를해주신최병재지도교수님, 논문심사과정에서많은지도와격려와자상하게조언을해주셨던최형준, 이제호교수님, 항상관심을보여주셨던손흥규, 김성오, 송제선교수님께감사를드립니다. 또한실험의계획과진행과정, 논문심사과정에서조언을아끼지않으시고세심하게도와주신치과재료학교실의이용근교수님께도깊은감사를드립니다. 실험과논문작성중많은조언을해주신김지희선생님과동기로서어려운일이있을때마다힘이되어준이정은선생님, 바쁜병원생활속에서도깊은관심과도움을준김승혜선생님을비롯한소아치과의국원들, 실험의기술적부분에도움을주신치과재료학교실홍민호선생님, 임상의학연구센터의김상미선생님께감사드립니다. 마지막으로변함없는사랑으로저를지켜봐주시는부모님과동생, 우리가족에게고마움과사랑의마음을전합니다. 2009 년 6 월 마연주드림
차 례 그림차례 ⅲ 표차례 ⅳ 국문요약 ⅴ I. 서론 1 II. 재료및방법 4 1. 실험재료 4 2. 실험방법 6 가. 표본준비 6 나. International organization for standardization 기본실험 8 (1) 중합깊이 8 (2) 주변광에대한민감도 9 (3) 굽힘강도 9 다. 치아탈회실험과 confocal laser scanning microscope 을이용한탈회면관찰 11 라. 결합강도 13 마. 통계학적분석 15 i
III. 결과 16 1. International organization for standardization 기본실험 16 가. 중합깊이 16 나. 주변광에대한민감도 18 다. 굽힘강도 18 2. Confocal laser scanning microscope 를이용한탈회면관찰 20 3. 결합강도 22 IV. 고찰 24 V. 결론 28 참고문헌 30 영문요약 42 ii
그림차례 Fig. 1. Fuji II Light cured glass ionomer cement 5 Fig. 2. Medical grade extra pure nano powder hydroxyapatite 5 Fig. 3. Medical grade extra pure nano powder beta-tricalcium phosphate 5 Fig. 4. Sample for the investigation of bonding strength 12 Fig. 5. Depth of cure 17 Fig. 6. Flexural strength 19 Fig. 7. Sectioned surface of the interface between tooth and material under confocal laser scanning microscope after demineralization 21 Fig. 8. Bonding strength 23 iii
표차례 Table 1. Sample identification of GIC 7 Table 2. Content s ingredients of acid buffer solution 12 Table 3. The components of simulated body fluid 14 Table 4. Depth of cure 17 Table 5. Flexural strength 19 Table 6. Bonding strength 23 iv
국문요약 나노입자크기의하이드록시아파타이트와 베타 - 트리칼슘포스페이트를첨가한광중합형 글라스아이오노머시멘트의탈회저항과결합강도 글라스아이오노머시멘트 (Glass ionomer cement, GIC) 는불소이온을방출하고항우식성을가지고, 생체친화적이며, 치아와기계적인결합뿐아니라화학적인결합도이루는장점을가지지만물리적성질이낮고수분에민감하다는단점을가지고있어이를보강하기위하여칼슘포스페이트제재를첨가하는연구가진행되고있다. 하이드록시아파타이트 (Hydroxyapatite, HA) 는 GIC에첨가시골유사아파타이트를형성하여치아와결합력을증가시키고탈회된치아표면을재광화시키므로치과분야에서활용되고있다. 베타-트리칼슘포스페이트 (beta-tricalcium phosphate, beta-tcp) 또한치아와골조직에서생물학적인회석을구성하며높은용해성을가져칼슘과인산염이온을방출시켜재광화를촉진할수있다. 이두가지를혼합한이상칼슘포스페이트 (Biphasic calciumphosphate, BCP) 는 HA의물성과 beta-tcp 의높은용해성, 두가지특성모두를가진다. 나노크기의칼슘포스페이트입자는마이크로미터입자에비해크기가작고표면적이크며용해도가높아탈회된법랑질표면의미세공극을채우고칼슘과인등의무기질이온을공급하는데보다나은효과를나타낼것으로보인다. 실험은네그룹으로나누어진행하였고대조군으로는 Fuji II 광중합형 GIC, 실험군 1 은 15% 나노크기의 HA를포함한 Fuji II GIC, 실험군 2 는 15% 나노크기 v
의 beta-tcp를포함하는 Fuji II GIC, 실험군 3 은 15% 나노크기의 BCP를포함하는 Fuji II GIC로설정하였다. 중합깊이, 주변광에대한민감도, 굽힘강도에대한실험을시행하였고, 탈회시킨치아시편을절단하여 confocal laser scanning microscope(clsm) 을사용하여재료인접부법랑질의탈회양상에대하여관찰하였다. 결합강도측정을위해재료를치아에부착하여 37 의유사체액 (simulated body fluid, SBF) 에 2주간보관한후전단결합강도측정을시행하였다. 1. 중합깊이는실험군 1, 실험군 3, 실험군 2, 대조군순으로, 굽힘강도는실험군 3, 실험군 2, 실험군 1, 대조군순으로증가했다. 모든결과는 ISO 기본기준을만족하였다. 2. 탈회후 CLSM을이용한절단면관찰결과실험군에서대조군에비해탈회가적게일어난것을확인할수있었고실험군내에서는실험군 2, 실험군 1, 실험군 3의순서로탈회면이적게발생하였으며탈회저항성이높아졌다. 3. 결합강도는대조군, 실험군 1, 실험군 3, 실험군 2 순으로증가했고대조군과실험군사이에유의성있는차이를보였으며 beta-tcp를첨가할수록증가하였다. 이번연구의목적은광중합형 GIC에나노크기의 HA, beta-tcp, BCP를첨가하였을때물리적성질과탈회저항, 결합강도의차이를비교하기위함이다. 핵심되는말 : 광중합형글라스아이오노머시멘트, 나노하이드록시아파타이트, 나노 베타 - 트리칼슘포스페이트, 나노이상칼슘포스페이트, 탈회저항, 결합강도 vi
나노입자크기의하이드록시아파타이트와 베타 - 트리칼슘포스페이트를첨가한광중합형 글라스아이오노머시멘트의탈회저항과결합강도 < 지도교수 : 최병재 > 연세대학교대학원치의학과 마연주 I. 서론 글라스아이오노머시멘트 (Glass ionomer cement, GIC) 는 30여년이전에처음으로소개된이래지금까지발전되어왔고임상적으로널리사용되고있다. 글라스아이오노머시멘트는단지기계적인결합뿐만아니라화학적으로도치아와결합하는장점을가진다. 다른수복재료들과비교하였을때글라스아이오노머시멘트는생체친화적이고지금까지구강내에서유의성있게위해한작용은없었다고보 - 1 -
고되었다 ( 최등, 2008). 또한글라스아이오노머시멘트는불소이온을지속적으로방출하는재료로항우식성을가지며 ( 김, 2008), 임상에서의글라스아이오노머의사용은상대적으로물리적성질이낮고수분에민감하다는한계를가진다 (Mount GJ, 1999). 최근임상적으로유용하게사용되고있는글라스아이오노머는재생에대한적용시약간의결점을갖는데그것은골유사아파타이트의생성으로인한골세포기능을조절하는골원성잠재력이약할뿐아니라주로강도 (strength) 와인성 (toughness) 과같은기계적인물성의취약성을갖는다는것이다 ( 최, 2008). 이러한결점을극복하기위한연구로글라스아이오노머시멘트에아파타이트물질을첨가하는연구가진행되고있으며일례로글라스아이오노머시멘트에칼슘포스페이트를첨가하면항우식특성이증가된다고하였다 ( 김, 2008). 이전연구에따르면하이드록시아파타이트 (Hydroxiapatitie, HA) 를글라스아이오노머시멘트에첨가하면골유사아파타이트가형성되어인간치아와의결합력이증가한다고보고되었으며 ( 윤, 2005) 마이크로크기입자보다크기가작은나노크기입자의하이드록시아파타이트를포함하였을때결합력이더증가한다는연구결과도있었다 ( 이, 2007; 김, 2008). 베타-트리칼슘포스페이트는법랑질과골조직에서생물학적인인회석을구성하는물질로많은칼슘과인산염을포함하고있는데이는법랑질에서재광화를촉진할수있다. 그러나순수한베타-트리칼슘포스페이트 (beta-tricalcium phosphate, beta-tcp) 는하이드록시아파타이트와비교하여낮은물리적성질을가진다. 그러므로순수한하이드록시아파타이트와순수한베타-트리칼슘포스페이트를혼합한이상칼슘포스페이트 (biphasic calcium phosphate, BCP) 를사용하였으며, 바이오글라 - 2 -
스와바이오글라스-세라믹, 그리고하이드록시아파타이트, 베타-트리칼슘포스페이트, 이상칼슘포스페이트와같은다른칼슘포스페이트세라믹을포함하는많은종류의생체활성세라믹기반의재료들이질병이있거나손상된골과조직을재건하고회복시키기위해발전되어왔다. 이상칼슘포스페이트라는용어는하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트을혼합하여구성된바이오세라믹으로설명되며 Ellinger 등에의해처음사용되었다 (Samir K. Ghosh, 등, 2007). 최근에는나노기술이치과계를포함하여다양한분야에서사용되고있다. 나노기술은작은입자크기의베타-트리칼슘포스페이트를더작게만들었고그것은나노크기의베타-트리칼슘포스페이트가글라스아이오노머시멘트에첨가되었을때법랑질표면에서항우식효과를더낼수있다는것을의미한다 ( 윤, 2009). 이연구의목적은생체활성이있는나노크기의하이드록시아파타이트와용해성이높은나노크기의베타-트리칼슘포스페이트를사용하여치아와계면사이에서골유사아파타이트의침착을증가시켜법랑질표면의재광화효과를높이고치아와계면사이에서글라스아이오노머시멘트의결합강도를증가시키는지연구하기위함이다. - 3 -
II. 재료및방법 1. 실험재료 광중합형글라스아이오노머시멘트와나노입자크기의하이드록시아파타이트, 나노입자크기의베타-트리칼슘포스페이트를사용하였으며광중합형글라스아이오노머시멘트로는 Fuji II LC(GC Co., Japan) 를사용하였다 (fig. 1). 나노미터입자크기의하이드록시아파타이트는 Medical grade extra pure nano powder hydroxyapatite (OssGen Inc., Korea) 를사용하였으며 (fig. 2) 분자식은 Ca 10 (PO 4 ) 6 (OH) 2 이고평균입자크기는 100 ~ 150 nm 이다. 나노미터입자크기의베타-트리칼슘포스페이트는 Medical grade extra pure nano powder beta-tricalcium phosphate(ossgen Inc., Korea) 을사용하였고 (fig. 3) 분자식은 beta-ca 3 (PO 4 ) 2 이며평균입자크기는 50 ~ 100 nm 이다. - 4 -
Fig. 1. Fuji II LC GIC (GC Co., Japan). Fig. 2. Medical grade extra pure nano powder HA Fig. 3. Medical grade extra pure nano powder beta-tcp - 5 -
2. 실험방법 가. 표본준비 15% 나노입자크기의하이드록시아파타이트를포함한 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트와 15% 나노입자크기의베타-트리칼슘포스페이트를포함하는 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트, 15% 나노입자크기의이상칼슘포스페이트를포함하는 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트를사용하였으며 85 : 15 의비율로하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트를혼합하였다. 각재료의첨가시 15% 의질량비가되도록혼합하였으며균일하게혼합하기위하여 Ball mill(samwoo Scientific Co., Korea) 을이용하여 400rpm 하 24시간동안시행하였다. 순수한 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트를대조군으로하였고실험군 1은 15% 나노입자크기의하이드록시아파타이트를포함한 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트, 실험군 2는 15% 나노입자크기의베타-트리칼슘포스페이트를포함하는 Fuji II 광중합형글라스아이오노머시멘트, 실험군 3은 15% 나노입자크기의이상칼슘포스페이트를사용하였다 (table 1). - 6 -
Table 1. Sample identification of GIC Sample I. D. GIC wt% of Apitite LC GIC (control) Fuji II 0 Nano HA-LC GIC (exp. 1) Fuji II 15 % HA Nano beta-tcp-lc GIC (exp. 2) Fuji II 15% beta-tcp Nano BCP-LC GIC (exp. 3) Fuji II 15% BCP - 7 -
나. ISO 기본실험 ISO 9917-2:1998(E) 규정에따라치과용수성광중합형시멘트가가져야하는기본적인성질인중합깊이와주변광에대한민감도, 굽힘강도에대한실험을대조군과실험군에서시행하였다. 순수한 Fuji II LC GIC, 15% 나노크기의하이드록시아파타이트를포함하는 Fuji II LC GIC, 15% 나노크기의베타-트리칼슘포스페이트를포함하는 Fuji II LC GIC, 그리고 15% 나노크기의이상칼슘포스페이트를포함하는 Fuji II LC GIC가일정한분액비로사용되었다. (1) 중합깊이 먼저광중합형글라스아이오노머시멘트를 gun을이용하여길이가 6mm이고지름이 4mm인원주상몰드에채우고두장의슬라이드유리판사이에몰드와투명한매트릭스스트립을놓고압박하여여분의재료를제거하였다. 한쪽의필름을덮고있는슬라이드유리판을제거하고이필름에외부광중합에너지원의배출창을가볍게놓는다. 제조사의지시에따라 20초간광중합시키고광조사가끝난후즉시몰드에서시험편을제거하고플라스틱스파튤라로경화되지않은재료를제거한다. 마이크로미터로경화된재료의원기둥높이를측정하고이값은 2로나눈후기록였으며각재료에대해 3회시행하였다. - 8 -
(2) 주변광에대한민감도 암실에서 8,000 lx 의밝기를제공할수있는높이에색변환과자외선필터를삽입한제논램프아래에조도계셀을놓는다. 검은색매트덮개로셀을덮고현미경슬라이드위에 30 mg 의재료를구형이되도록올려놓고, 슬라이드를셀에올려놓고 30초간빛에노출시킨다. 시료슬라이드를광조사지역에서꺼내고곧바로두번째슬라이드를재료표면에가벼운전단작용을주면서눌러서얇은층으로만든다. 재료가균일한지여부를육안으로검사한다. 각각의시료에대해 3회시험을실시하였다. (3) 굽힘강도 25 mm x 2 mm x 2 mm 크기의몰드를이용하여시편을준비하였다. 제조사의지시에따라재료를준비하고즉시몰드에채워넣었다. 그위에매트릭스스트립을얹고슬라이드유리판으로덮는다. 여분의재료를짜내기위해압력을가하고시험편의중심선상에유리판을개재한상태에서외부에너지의출구를위치시킨다. 제조사가추천한시간동안광조사를시행하고외부광원의출구가이전부위와중첩되도록중심선을따라이동시킨다음적절한시간동안광조사하였다. 그상태에서 15분간 37 C 항온수조에넣었다가꺼내어몰드에서시편을분리하고시험전 37 C 의증류수에 24시간동안보관하였다. 광조사를시작한지 24시간이경과한다음마이크로미터로시편의치수를측정한다. 시편을항온수조에서꺼낸 - 9 -
지 10 초이내에시험기계 (Instron, UK) 로 0.75 mm/min 로하중을가하여파절될 때까지지속하였다. 5 회시험을시행하였다. 시편이파절될시에가해진힘이기 록되었고굽힘강도 (σ) 를다음의수식을이용하여 MPa 로계산하였다. σ = 3FI/2bh2 F = 시편에가해진최대하중 (N) I = 지지점사이의거리 (mm) b = 시험전에측정한시편의폭 (mm) h = 시험전에측정한시편의두께 (mm) - 10 -
다. 치아탈회실험과 CLSM 을이용한탈회면관찰 치아우식증이없는발거된인간의영구대구치의법랑-백악경계를따라서고속의핸드피스버를이용하여 6 mm x 2 mm x 1.5 mm 크기로와동을형성하였다. 와동의변연부는저속의핸드피스 fissure 버로마무리하여 cavo-surface angle 이 90 에가깝게형성하였다. 광중합시중합수축이일어나는것을고려하여와동에재료가조금넘치도록채우고광중합기로 20초간광중합시켰다. 중합후 Sof- Lex TM disk 로연마하였다. 산-저항성을가지는 varnish를치아표면에와동변연에서 1 mm 떨어진곳에창문형태로 2번씩적용하고건조시킨후 25 ml 의 acid buffer solution (ph 5.0)(table 2) 에넣었다. Acid buffer solution은 2.2 mm CaCl2, 2.2 mm NaH2PO4, 그리고 50 mm acetic acid 로구성되었으며준비한치아시편을용액에담그고 37 에서 4일간보관하였다. ABS 용액은 24시간마다교체하였다. 4일후, 치아를원통형 epoxy-resin에묻고슬라이드시편으로만들었다. EXAKT diamond band saw (EXAKT Co., Germany) 를이용하여수복재료의중앙을지나도록치아의장축방향에평행하게절단하였다. 절단된시편은 confocal laser scanning microscope (CLSM) (Leica, Germany) 를이용하여재료인접부위의법랑질탈회양상에대한관찰을시행하였다. CLSM으로관찰하기위해시편은 0.1 mm Rhodamine B solution으로 1 시간동안염색하고증류수로세척한후건조시켰다. CLSM 으로관찰하면탈회된병소가있는법랑질에서형광을나타낸다. - 11 -
Table 2. Content s ingredients of acid buffer solution (ph 5.0) Materials Molecular weight Vol Weight Concent (g/mol) (ml) (g) (M) CaCl 2 110.98 1500 0.3662472 2.2 mm NaH 2 PO 4 2H 2 O 156.01 1500 0.51 2.2mM CH 3 COOH 60.05 1500 4.503942 50mM - 12 -
라. 결합강도 결합강도를측정하기위해각군당 7개씩의치아시편을준비하였다. 먼저, 28 개의치아를원통형의 epoxy-resin mold (25 mm x 25 mm x 25 mm) 에몰드의바닥쪽으로부착할표면이향하도록매몰하고수복재료를부착할충분한상아질면을노출시키기위해치관부를치아장축에수직이되도록편평하게삭제하였다. 노출된표면은 smear layer 를제거하기위해 35% 인산으로산처리하였다 (fig. 4a). 폴리에틸렌튜브 ( 직경 6mm, 높이 6mm) 를사용하여상아질표면에각재료를부착하고 20초간광중합하였다 (fig. 4b). 글라스아이오노머시멘트와아파타이트-글라스아이오노머시멘트의네그룹모두시편의경화가끝난후 37 에서 ph 7.4 인유사체액 (simulated body fluid, SBF)(table 3) 에 2주간보관하였고용액은 1주일마다교체하여주었다. 2주뒤네그룹의결합강도를측정하기위해각표본마다만능시험기 (Instron, UK) 를이용하였으며 1 mm/min 의속도로전단결합강도를측정하고파절강도와결합면적의비로계산하여 mn/mm 2 로정리하였다. - 13 -
Table 3. The components of simulated body fluid(sbf) in this study List Material 500ml (g) 1 NaCl 3.998 2 NaHCO 3 0.175 3 KCl 0.112 4 K 2 HPO 4.3H 2 O 0.087 5 MgCl 2.6H 2 O 0.1525 6 1M-HCl 20 ml 7 CaCl 2 0.139 8 Na 2 SO 4 0.0355 9 NH 2 C(CH 2 OH) 3 3.0285 (a) (b) Fig. 4. Sample for the investigation of bonding strength. - 14 -
마. 통계학적분석 통계분석은 SAS 9.1 version(sas Inc., North Carolina) 으로시행하였고글라스아이오노머시멘트와아파타이트-글라스아이오노머시멘트그룹각각에대해중합깊이, 굽힘강도, 결합강도에차이가있는지를알아보았다. One-way ANOVA test를시행하여각각의그룹간통계학적인유의차를분석하고 (p value=0.05) bonferroni 방법으로사후검정을시행하였다. 결과는평균값과범위로정리하였다. - 15 -
III. 결과 1. ISO 기본실험 가. 중합깊이 15% 나노크기의하이드록시아파타이트 ( 실험군 1), 15% 나노크기의베타트리칼슘포스페이트 ( 실험군 2), 15% 나노크기의이상칼슘포스페이트 ( 실험군 3) 를순수한글라스아이오노머시멘트 ( 대조군 ) 와비교하였다. 대조군은 3.010 mm 의깊이를보였고실험군 1은그보다작은 2.330 mm 를보였다. 실험군 2는 2.830 mm, 실험군 3은 2.380 mm 로측정하였다 (table 4, fig. 5). 통계학적인분석방법으로 one-way ANOVA test 를사용하였고분석결과네그룹간에유의성있는차이가있었으며 (p < 0.005) 사후검정한 bonferroni test에서대조군과실험군 1, 대조군과실험군 3, 실험군 2와실험군 3, 실험군 1과실험군 2 사이에유의성있는차이를보였다 (p < 0.0001). 모든그룹이 ISO 9917-2:1998(E) 에따른중합깊이기준인 1 mm 이상을만족하였다. - 16 -
Table 4. Depth of cure (mm) GIC HA-GIC Beta-TCP-GIC BCP-GIC Mean 3.010 2.230 2.830 2.380 Range 2.975 2.300 2.735 2.280 ~ 3.035 ~ 2.455 ~ 2.890 ~ 2.500 Fig. 5. Depth of cure (mm) - 17 -
나. 주변광에대한민감도 모든그룹에서시험완료후균열이나빈곳이없이균질성을유지하였고주변 광에대한민감도는어떠한군에서도관찰되지않았다. 다. 굽힘강도 대조군은 66.240 MPa, 실험군 1은 49.380 MPa, 실험군 2는 46.478 MPa, 그리고실험군 3은 44.205 MPa 을기록하였다. One-way ANOVA test를통해 4 그룹간에유의차가존재하여 (p = 0.0007) bonferroni 로사후검정한결과대조군과각실험군들사이에유의할만한차이가있었다. 대조군과실험군 1 (p = 0.0011), 대조군과실험군 2 (p = 0.0117), 대조군과실험군 3 (p = 0.0031) 사이에유의할만한차이가존재하였고실험군 1, 2, 3 사이에는유의할만한차이가없었다 (p > 0.05)(table 5, fig. 6). 모든그룹은 ISO 9917-2:1998(E) 의굽힘강도기준인 20 MPa 이상을만족시켰다. - 18 -
Table 5. Flexural strength (MPa) (P=0.007) GIC HA-GIC Beta-TCP-GIC BCP-GIC Mean 66.240 49.380 46.478 44.205 Range 59.550 44.813 37.988 39.600 ~ 81.253 ~ 58.200 ~ 60.188 ~ 48.563 ( 최소굽힘강도 = 20 MPa) Fig. 6. Flexural strength (MPa) - 19 -
2. Confocal laser scanning microscope 을이용한탈회면의 관찰 CLSM 은탈회된공간을붉은색을띠게하여관찰을용이하게한다. 실험군들에비해대조군에서탈회면이가장넓었으며그다음으로는실험군 2, 실험군 1, 실험군 3 의순서로적은탈회면을보였다 (fig. 7). 하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트등의아파타이트물질들이포함되어있을수록탈회면이더얇은붉은띠의형태로형성되며재료와인접법랑질부위에서붉게염색되지않은간격을두고탈회된부위가나타나는것을관찰하였다. - 20 -
CONTROL HA-GIC ENAMEL ENAMEL (a) Control (LC GIC) (b) 15% nano HA-LC GIC TCP-GIC BCP-GIC ( ENAMEL ENAMEL (c) 15% nano beta-tcp-lc GIC (d) 15% nano BCP-LC GIC Fig. 7. Sectioned surface of the interface between tooth and material under confocal laser scanning microscope(clsm) after demineralization (x 10). - 21 -
3. 결합강도 결합강도는실험군 2, 실험군 3, 실험군 1, 대조군순으로높게나타났으며실험군들간차이가적었으나 one-way ANOVA test 분석결과통계학적으로는유의성있는차이를보였다 (p = 0.0002). 대조군과실험군사이에는통계학적으로유의성있는차이를보였고 bonferroni 사후검정에서대조군과실험군 1 (p = 0.0011), 대조군과실험군 2 (p = 0.0013), 대조군과실험군 3 (p = 0.0007) 간에는유의한차이가보였다. 대조군에서는 442.000 mn/mm 2, 실험군 1 에서는 1706.100 mn/mm 2, 실험군 2 에서는 1782.400 mn/mm 2, 실험군 3 에서는 1724.800 mn/mm 2 이었다 (table 6, fig. 8). - 22 -
Table 6. Bonding strength (mn/mm 2 ) GIC HA-GIC Beta-TCP-GIC BCP-GIC Mean 442.800 1706.100 1782.400 1724.800 Range 318.471 1164.190 1493.277 1019.108 ~ 736.022 ~ 2009.908 ~ 2551.309 ~2912.243 Fig. 8. Bondig strength (mn/mm2) - 23 -
IV. 고찰 치아와화학적으로결합하고불소를방출하는장점을지닌글라스아이오노머시멘트는널리사용된다. 광중합형글라스아이오노머시멘트의열팽창계수와미세변연누출은레진성분의첨가로화학중합형글라스아이오노머시멘트에비하여크지만복합레진과비교하면열팽창계수가낮고치질적합성이우수하다 (Klckowski 등, 1989; Lopez, 1980; 김, 1997). 또한글라스아이오노머시멘트의경화시글라스아이오노머기질과 HEMA의기질성분이침투성결합을형성하여중합되므로두기질이이온결합과공유결합되어구조가치밀하게되므로화학중합형에비해결합강도가향상되었으며시간에따른강도도증가되었다 ( 김, 1997). 그러나레진과비교하여약한강도와약한치아와의결합력이치아와의계면에서재료의파절이나이차우식증을유발할수있다. 아파타이트는많은칼슘포스페이트미네랄중하나로인간의뼈와치아를이루는주요구성성분이다. 법랑질과뼈에서 97% 와 65% 의아파타이트로구성된다. 뼈와치아의아파타이트는주로극히적은양의칼슘이온과금속이온, 그리고불소이온을갖는하이드록시아파타이트를구성하고그래서생물학적인아파타이트라고불린다. 이번연구에서는글라스아이오노머의물성을개선하기위해나노입자크기의하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트, 이상칼슘포스페이트, 즉하이드록시아파타이트와높은생체활성이있다고알려진베타트리칼슘포스페이트를혼합하여사용하였다 (H. Yuan, 2002). 나노입자크기의하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트는마이크로입자에비해더큰표면적을가지고용해도 - 24 -
를가져탈회된법랑질표면에존재하는미세공극을채우고칼슘포스페이트와같은무기이온들을공급하여더나은물성을보이는것을기대할수있다. 이전연구에서하이드록시아파타이트를첨가하는것이또한수중에서보관한글라스아이오노머시멘트의초기굽힘강도에있어서증가를촉진한다는것을보여주었다 (Lucas ME, 2002). 마이크로에서나노크기로입자크기를줄이는것이최종강도에영향을주지않고시멘트의경화와강화를가속시킨다는보고도있다 (Ginebra 등, 2004) 이전의연구에서 15% 나노입자크기의하이드록시아파타이트를포함한 Fuji Ⅱ 광중합형글라스아이오노머시멘트가가장좋은물성을보였기에본연구에서도같은비율을사용하여비교하였다. 먼저 ISO 기본실험을시행하였는데중합깊이, 주변광에대한민감도, 굽힘강도에대해측정하였다. 중합깊이는대조군에서 3.01 mm, 실험군 1 에서 2.33 mm, 실험군 2 에서 2.83 mm, 실험군 3에서 2.38 mm 로측정되었다. 모두 ISO 의기본기준 1 mm 이상은만족하였다. 대조군에비해실험군에서깊이가유의성있게감소한것은나노크기의입자인하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트에의한빛의산란때문으로추측해볼수있다. 주변광에대한민감도측정결과모든그룹에서노출된광원에의한광중합개시는없었다. 이는의도하지않은빛에의한중합개시여부및균질성등을유지하는지여부를확인하는단계로볼수있다. 굽힘강도의측정은시멘트의내구성확인및강도측정의기본으로볼수있는데본연구에서는대조군과실험군간유의성있는차이를보였다. 순수한글라스 - 25 -
아이오노머시멘트에서가장높은 66.24 MPa 을나타내었고그다음으로하이드록시아파타이트그룹 (49.38 MPa), 베타-트리칼슘포스페이트그룹 (46.48 MPa), 이상칼슘포스페이트그룹 (44.20 MPa) 순이었다. 크기가작고용해도가큰나노입자들이크기가큰아이오노머매트릭스내로들어가 packing effect는커지고 (Gu 등, 2005) 과도하게 packing 된입자들로인해오히려글라스아이오노머입자의 cross linking을방해하는작용을초래할수있다. 아파타이트물질의첨가로인해형성되는골유사아파타이트는글래스아이오노머시멘트의결합강도를약 15% 정도증가시키고방사선불투과성, 연마성, 마모저항을증가시키며다른무기 filler보다저렴하다는등의장점이있다. 그러나하이드록시아파타이트의용해도가낮고베타-트리칼슘포스페이트의물성이낮은이유로 bone-like apatite이형성되는양이제한되어결합강도의증가가제한되고, 또중합깊이가감소되는등물리적성질개선에있어서한계를가진다. 실험군들을탈회후 CLSM 하에서관찰하였을때대조군에비해법랑질표면에서재광화효과를보여탈회공간의감소가발생한것으로생각해볼수있다. 이는산의유입과재료에서의용해물질의방출에따라 coupled diffusion 이일어나발생한것으로볼수있을것이다 (Anderson, 2004). 인접법랑질부위에서탈회에대해효과를보이는미네랄과이온이글라스아이오노머그룹을제외한나머지그룹에서첨가한물질로부터방출되었다는것을의미한다. 또한나노크기의입자들이탈회된법랑질공간으로의침착이유리했을것이고, 이렇게탈회된공간에미네랄, 무기질이온등이들어가막음으로써법랑질표면으로부터의칼슘이온의소실을막을수있었을것이다. 용해성이큰베타-트리칼슘포스페이 - 26 -
트를함유하고하이드록시아파타이트를함유할수록탈회저항성이큰것을알수있다. 이번연구에서재료를부착한치아시편을 SBF 용액에 2주간담근뒤결합강도측정을시행하였고이는다른연구들이 4주간담그었던것과는다른방식이었는데, SBF 용액에서하이드록시아파타이트나베타-트리칼슘포스페이트의이온교환시 2주후에칼슘포스페이트결정이형성되었다는보고에따라시행하였다 (Duan 등, 2005). 결합강도를살펴보면대조군에비해실험군이높은결합강도를가지는것을알수있다. 실험군들사이에는큰차이를보이지는않으나실험군 2 가가장높고그다음으로실험군 3, 실험군 1 의순서로높았다. 이결과는이전연구에서마이크로입자크기의하이드록시아파타이트와베타-트리칼슘포스페이트로실험했던연구와유사한결과를보여준다 ( 윤, 2009). 베타-트리칼슘포스페이트를첨가할수록결합강도의증가를보였고그다음으로는하이드록시아파타이트를첨가할수록결합강도가크게측정되었다. 통계학적인유의차를보인그룹은대조군과실험군 1, 대조군과실험군 2, 대조군과실험군 3 사이에서나타났다. 대조군에비해실험군에서결합강도가크게측정이된것은하이드록시아파타이트의용해로인해 SBF 용액에서활발한이온교환이이루어진결과로설명될수있다 (T. Kokubo, 1991). 이번연구에서는하이드록시아파타이트보다더높은용해성을갖는베타- 트리칼슘포스페이트가더활발한이온교환으로풍부한골유사아파타이트물질을생성하고그결과더높은결합강도를보이는것으로생각해볼수있다. - 27 -
V. 결론 글라스아이노머시멘트는치아와화학적으로결합하고불소를방출하는것과같은장점을가지지만수분민감도와낮은물성에대한한계를가져개선할필요가있고이를극복하기위해글라스아이오노머시멘트에생체활성이있는나노크기의하이드록시아파타이트와용해성이높은나노크기의베타-트리칼슘포스페이트를사용하여치아와계면사이에서법랑질표면의재광화효과를높이고치아와계면사이에서결합강도의증가를비교하고자하였다. 재료자체의변화와인간의치아와의계면에서변화를관찰하기위해 15% 질량비로나노크기의하이드록시아파타이트, 베타트리칼슘포스페이트, 이상칼슘포스페이트를광중합형글라스아이오노머와혼합하였다. 중합깊이, 주변광에대한민감도, 굽힘강도를측정하였고치아시편은 37 C, SBF 용액에서 2주간유지하여상아질과의결합강도를측정하였다. 4일간의탈회후 CLSM 을이용하여법랑질의탈회정도를비교하여다음과같은결과를얻었다. 1. 15% 나노크기입자의하이드록시아파타이트, 베타트리칼슘포스페이트, 이상칼슘포스페이트를첨가한경우글라스아이오노머시멘트에비해중합깊이가작았으나통계학적으로유의성있는차이를보였다. 그리고모든시편의중합깊이는 ISO 9917-2:1988(E) 기준을만족시켰다 (p=0.0001). ( 최소중합깊이 = 1mm) 2. 굽힘강도는대조군과실험군사이에통계학적으로유의성있는차이를보였으며 (p = 0.0007) 글라스아이오노머시멘트, 하이드록시아파타이트함유한 - 28 -
그룹, 베타-트리칼슘포스페이트함유한그룹그리고이상칼슘포스페이트를함유한그룹순서로강도가높게나타났으나각실험군들사이에유의차는없었다. 그리고모든시편은 ISO 9917-2:1998(E) 의굽힘강도에대한기준을만족시켰다 ( 최소굽힘강도 = 20MPa). 3. 4일간의탈회후 CLSM 하에서관찰하였을때글라스아이오노머그룹에서가장두꺼운탈회면을볼수있었고그다음으로는베타-트리칼슘포스페이트그룹, 하이드록시아파타이트그룹, 이상칼슘포스페이트그룹의순서로붉게염색된부위가감소하였다. 4. 결합강도에서글라스아이오노머그룹과실험군사이에유의차가있었고 (p = 0.0002) 실험군들간에는유의차가없었으나가장높게측정된것은베타-트리칼슘포스페이트그룹, 그다음으로는이상칼슘포스페이트그룹, 그리고하이드록시아파타이트그룹, 글라스아이오노머그룹순으로베타-트리칼슘포스페이트가많이함유될수록결합강도가높았다. 이번연구에서글라스아이오노머시멘트에나노크기의베타-트리칼슘포스페이트를많이첨가할수록결합강도에있어서증가가나타났고나노크기의베타-트리칼슘포스페이트와나노크기의하이드록시아파타이트를같이첨가하였을때탈회저항성이더높게나타나는것을관찰하였다. - 29 -
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Abstract The resistance of demineralization and bonding strength of light-cured glass ionomer dental cement filled with nano-sized hydroxyapatite and beta-tricalcium phosphate Yon Joo, Mah Department of Dentistry The Graduate School, Yonsei University (Directed by Professor Byung-Jai Choi, D.D.S., Ph.D.) Compared with the other restorative materials, GICs are biocompatible in the mouth, with no significant harmful reactions being reported so far. There are many studies adding calcium phosphate materials to GICs because the use of GICs is limited due to its relatively inferior mechanical characteristics and sensitivity to moisture, which has biocompatible characters, anti-cariogenic effect with releasing the fluoride ions, chemical bonding to the teeth as well as mechanical bonding. According to a previous study, hydroxyapatite, when added to the glass ionomer cement, increases the bonding strength with human - 41 -
teeth by forming bone-like apatite. A kind of bioceramics, which elicits a specific biological response at the interface of the material and the living bone-tissue including different calcium phosphate ceramics like hydroxyapatite (HA), beta-tricalcium phosphate (beta- TCP), and biphasic calcium phosphate (BCP) have been developed to repair and reconstruct diseased or damaged bones or tissues. In order to investigate changes in the material itself and between the interface with the human tooth, 15 wt % nano-sized HA(exp.1), beta-tcp(exp.2), BCP(exp.3) were mixed with LC-GIC. Observing under the CLSM after 4 days of demineralization, in order of exp.2, exp.1, exp3. showed little degree of the demineralization layer which was thinner than that of the control group. The depth of cure, the sensitivity to ambient light, and the flexural strength and bonding strength with dentin test specimens were maintained at 36.5 C in SBF for 2 weeks. The curing depth, the light sensitivity and the flexural strength satisfied the standard value. The bonding strength of exp.2 was the greatest. Exp.3 and exp.1 showed almost similar values, and pure GIC group showed the lowest values. There were statistically significant difference between them were present. The aim of this study was to enhance the bonding strength of - 42 -
glass ionomer cement at the interspaces with teeth, by utilizing bioactivities of nano sized HA and high solubility of nano sized beta-tcp, which result in increased apposition of bone-like apatite at the interspaces with the teeth and to confirm better remineralization effect on the enamel surface. Keywords : Light cured glass ionomer cement, nano-saized hydroxyapatite, nanosaized beta-tricalcium phosphate, nano-sized biphasic calcium phosphate, resistance to demineralization, bonding strength - 43 -