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정근영 외 : 양극산화와 전석회화 처리로 개질한 저탄성계수 Ti-Nb-X 대한치과기재학회지 (X = Zr, Mo) 합금의 38(1):33~42, 생체활성도 2011 33 양극산화와 전석회화 처리로 개질한 저탄성계수 Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) 합금의 생체활성도 정근영 1, 노각균 2, 박란숙 1, 박일송 1, 원대희 3, 이민호 1, 배태성 1*, 김병일 4 전북대학교 치과대학 치과생체재료학교실 및 구강생체과학연구소, BK21 사업 1, 인하대학교 의과대학 치과학교실 2, 순천대학교 산학협력중심대학 육성사업단 3, 순천대학교 신소재응용공학부 미래전략신소재공학과 4 Bioactivity of Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) Alloy System with Low Elastic Modulus Modified by Anodic Oxidation and Precalcification Treatments Geun-Young Jeong 1, Kak-Kyun No 2, Ran-Sook Park 1, Il-Song Park 1, Dae-Hee Won 3, Min-Ho Lee 1, Tae-Sung Bae 1*, Byung-Il Kim 4 Dept of Dental Biomaterials and Institute of Oral Bioscience, Brain Korea 21 project, School of Dentistry, Chonbuk National University, Jeonju 561-756, South Korea 1, Department of Dentistry, College of Medicine, Inha University 2, Hub University for Industrial Collaboration, Sunchon National University 3, Sunchon National University, Department of Future plan and new material engineering, Sunchon, Korea 4 (Received: Dec. 17, 2010; Revised: Feb. 23, 2011; Accepted: Mar. 10, 2011) ABSTRACT This study was performed to investigate bioactivity of precalcified nanotubular TiO 2 layer on Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) alloy system with low elastic modulus. Two kinds of Ti alloy containing Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr and Ti-32Nb-5Zr were melted by using a vacuum furnace and sample ingots were cut with 20 10 1 mm in dimensions. Specimens were polished sequentially from #220 to #1000 SiC paper, ultrasonically washed with acetone, alcohol, and then rinsed with deionized water, and dried in an oven at 50 for 24 hours. The electrolyte solution for anodic oxidation was consisted of a glycerol solution containing 1 wt% NH 4 F and 20 wt% deionized water. Pulse signals with a potential of 20 V and current density of 20 ma/cm 2 were applied for 60 minutes. Anodized specimens were precalcified by soaking in NaH 2 PO 4 solution at 80 for 30 minutes followed by soaking in saturated Ca(OH) 2 solution at 100 for 30 minutes and heat-treated at 500 for 2 hours. The shapes of nanotubes on Ti-32Nb-5Zr alloy were 71.2±5.0 nm in diameters and 1299.2±72.2 nm in length in glycerol solution containing 20 wt% H 2 O and 1 wt% NH 4 F at 20 V, which was shorter by half in diameter and two times longer in length than pure titanium. The bioactivity of nanotubular TiO 2 layer on Ti-32Nb-5Zr alloy was improved with precalcification treatment in 0.5 M NaH 2 PO 4 at 80 and saturated Ca(OH) 2 solution at 100. The precalcification effect of pure titanium was higher than that of Ti-32Nb-5Zr alloy. MC3T3-E1 osteoblast cell adhesion on precalcified nanotubular TiO 2 surface showed a pronounced protrusion of filopodia and a higher degree of contact with nanotubular surface. Round highly differentiated MC3T3-E1 cells were seen on precalcified Ti-32Nb-5Zr alloy compared to pure titanium. KEY WORDS: Anodic oxidation, Bioactivity, Low elastic modulus, Nanotubular TiO 2 layer, Precalcification * 교신저자 : 전북 전주시 덕진동 1가 664-14 전북대학교 치과대학 치과생체재료학 교실, 배태성 Tel : 063-270-4041, E-mail : bts@jbnu.ac.kr * 이 논문은 2010년도 정부(교육과학기술부)의 재원으로 한국연구재단 의 지원을 받아 수행된 기초연구사업임(No. 2010-0013251). 이 논문은 2008년도 정부(교육과학기술부)의 재원으로 한국과학재단 의 지원을 받아 수행된 연구임(No. R01-2008-000-20556-0). 서론 순 타이타늄과 일부의 타이타늄 합금은 우수한 생체적 합성과 골전도성의 특성으로 인해 정형외과와 치과분야

34 대한치과기재학회지 제38권 제1호 2011 에서 임플란트 재료로서 널리 사용되고 있으며, 그의 이 러한 특성은 표면층에 생성되는 TiO 2 산화피막층에서 기 인하는 것으로 알려져 있다(Khan 등, 1996). 그렇지만 임플란트의 준비과정에서 자연적으로 생성되는 산화피막 층은 조성이 불균일하고 치밀하지 못할 뿐만 아니라 생 체불활성의 특성을 보이므로 골유착(osseointegration)이 일어나 보철치료가 이루어지기까지는 수개월의 기간이 소요되는 문제점을 보였다. 이러한 이유로 타이타늄 임플 란트의 표면 개질(surface modification)을 통해서 생체 활성적인 특성을 부여함과 함께 골조직과의 결합력을 개 선하기 위한 다양한 연구가 이루어져 왔다(Hanawa 등, 1995; 1996; Ishizawa와 Ogino, 1995a; 1995b). 나노기술이 발전하면서 임플란트 소재 분야에서는 생 체적합성이 우수한 Ti, Nb, Ta, Zr 등의 금속 표면에 나 노구조의 산화층을 형성하는 많은 연구가 이루어지고 있 으며, 양극산화 처리에 나노튜브구조의 TiO 2 산화층을 형성하는 방법이 그의 유용한 수단의 하나로서 검토되고 있다(Sieber 등, 2005; Tsuchiya 등, 2005). 타이타늄을 불소이온을 함유하는 전해질 수용액 중에서 양극산화처 리하여 TiO 2 나노튜브를 형성하는 이 방법은 표면형상에 관계없이 균일한 두께의 산화피막층을 형성할 수 있고, 전압과 전류, 전해질의 조성 및 ph 등을 조절하여 나노 튜브의 길이와 직경을 어느 정도의 범위에서 조절할 수 있는 등의 장점을 갖는다(Macak 등, 2007; Moon 등, 2008). 임플란트의 표면에 활성을 부여하기 위한 방법의 하나 로서 하이드록시아파타이트(hydroxyapatite: HA)와 같은 생체활성의 세라믹 재료를 코팅하는 방법이 도입되었다. 이 방법은 매식 초기의 골유착을 촉진하는 결과를 보였 지만 타이타늄 기지와의 계면에서 강한 결합을 얻는 것 이 어려울 뿐만 아니라 상대적으로 두꺼운 피막층에서 쉽게 박리가 일어나는 등 장기간 사용 시의 성공률이 떨 어지는 단점을 보였다(Wang 등, 1993; Fini 등, 1999). 이러한 이유로 최근의 임플란트 표면처리에 대한 연구에 서는 HA를 피복한 것과 같은 효과를 가지면서도 피막층 이 쉽게 손상되지 않는 표면처리 방법에 관심이 집중되 고 있으며, 그의 대안적인 방법의 하나로서 석회화 전처 리에 의해서 생체활성을 부여하는 방법이 고려되고 있다 (Ma 등, 2008; Kodama 등, 2009). 임플란트 재료로서 순 타이타늄은 높은 응력이 발생하 는 부위에는 그 강도가 충분하지 않은 것으로 지적되었 으며(Hirata 등, 2001; Kawazoe와 Suese, 1989; Kuroiwa와 Igarashi, 1998), 그의 대용재료로서 Ti-6Al-4V 합금이 검토되었다(Cai 등, 2003; Iijima 등, 2003). Ti-6Al-4V 합금은 α+β 형의 대표적인 Ti 합금으로서 기계적 성질과 내식성이 우수하여 임플란트, 골고정판 및 외과용의 생체재료로서 사용되고 있지만, 합금 원소로서 첨가된 V의 독성 및 Al이 알츠하이머 병의 원인이 되는 것으로 알려지면서 생체적합성이 우수한 새로운 종류의 합금에 관심을 갖게 되었다(Cai 등, 2003). Ti-6Al-4V 합금의 또 다른 문제점의 하나는 10~40 MPa의 낮은 탄 성계수를 갖는 뼈에 비해서 109 GPa의 상대적으로 높은 탄성계수를 갖는 임플란트에서 비롯되는 응력차폐현상 (stress shielding)으로 인해 임플란트에 인접한 뼈의 밀 도가 감소하거나 골과의 결합이 약화되며, 이를 개선하기 위해 탄성계수를 뼈와 유사한 수준으로 감소시킬 수 있 다고 보고된 β형 타이타늄 합금 개발에 관심이 증가하고 있다(Kuroda와 Niiomi, 2001; Eisenbarth 등, 2004; Warchomicka, 2006). 본 연구에서는 임플란트 소재로서 개발된 저탄성계수 β형 Ti-Nb-X 합금(X = Zr, Mo)을 양극으로 하여 glycerol 수용액에서 펄스형 DC 전원을 인가하여 TiO 2 나노튜브층을 형성하고 열처리와 전석회화 처리를 실시 한 다음 유사체액 중에서의 표면활성도를 조사하였다. 재료 및 방법 1. Ti 합금 제조 및 시험 시편 제작 본 연구에서는 시료금속으로 99.9%의 순도를 갖는 Ti, Nb, Zr 및 Mo(Pure Chemical Co, Japan)을 사용하였으 며, 합금은 Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr와 Ti-32Nb-5Zr의 조 성이 되도록 하였다. 각각의 시료금속을 소정의 조성이 되 도록 무게비로 계량한 다음 비소모성의 진공분위기의 아크 용해로(Arc Skull Meting System, Acevacuum, Korea) 에서 용해하였으며, 합금조성의 균질화를 위해 뒤집어가 며 10회 반복 재용해하여 잉고트를 제조하였다. 준비한 잉고트는 합금조직의 균질화를 위해 1200 에서 4시간 동안 열처리하였으며, 와이어가공기로 20 10 1 mm 크 기로 절단하여 시험 시편으로 사용하였다. 시편의 표면을 균일화하기 위해 #220~#1000의 SiC 연마지로 순차적으 로 연마하였고, 아세톤과 에탄올 용액에서 각각 5분간 초음파 세척한 다음 탈 이온수로 세척하였다. 모든 시편 은 양극산화처리가 이루어질 때까지 50 에서 유지되는 건조기에 24시간 이상 보관한 다음 사용하였다.

정근영 외 : 양극산화와 전석회화 처리로 개질한 저탄성계수 Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) 합금의 생체활성도 35 2. 나노튜브 TiO 2 층 형성 나노튜브 TiO 2 층의 생성을 위한 양극산화처리를 위해 DC 정전원장치(2M Co, Korea)의 양극과 음극에 각각 시 편과 백금판을 결선하고 전압 20 V, 전류밀도 20 ma/cm 2, 주기 0.01 ms의 펄스 전원을 60분 동안 인가하였다. 전 해액은 glycerol에 20 wt% H 2O와 1 wt% NH 4F를 혼합하 여 준비하였다. 양극산화처리 후 시편의 표면을 3차 증류 수에서 1분간 초음파 세척한 다음 50 에서 유지되는 건 조기에서 24시간 이상 보관하였다. 3. 전석회화처리 및 열처리 양극산화 처리로 생성된 나노튜브 TiO 2 층의 전석회화 처리를 위해 80 의 0.5 M NaH 2 PO 4 수용액과 100 의 Ca(OH) 2 포화수용액에 각각 30분 동안 침적하였다. 또한 산화피막층의 구조적 안정화와 수분 및 기타 불순물을 제거하기 위해 시편을 전기로(Ajeon Industrial Co, Ltd, Korea)에 넣고 승온속도 10 /min으로 온도를 500 로 올려서 2시간 동안 유지하였다. 4. 유사체액 침적시험 전석회화 처리 후 열처리한 시편의 생체활성도를 조사 하기 위해 ph와 무기이온 농도를 인간의 혈장과 유사하 게 조절한 유사체액(simulated body fluid: SBF)에 10일 간 침적한 다음 HA의 석출 양상을 조사하였다. 모든 시 편은 120 에서 20분 동안 고압멸균처리한 다음 SBF에 침적하였으며, 37, 5% CO 2 분위기 배양기에서 10일간 유지하였다. SBF는 시험과정에서 농도변화를 억제하기 위해 2일 간격으로 교환하였다. SBF는 Hanks 용액 (H2387, Sigma Chemical Co, USA)에 calcium chloride dihydrate 0.185 g/l, magnesium sulfate 0.09767 g/l, sodium hydrogen carbonate 0.350 g/l를 첨가하여 제 조하였으며, 1N HCl 수용액을 사용하여 ph를 7.4로 조 절하였다. 5. 조골세포 부착성 시험 SBF 침적시험에서 활성을 나타낸 순 타이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금 시편의 세포부착성을 조사하기 위해 세포주는 MC3T3-E1 마우스 calvarium 유래 조골세포 (ATCC, Manasas, VA, USA)를 사용하였다. 배양액으로 는 100 μg/ml penicillin과 100 μg/ml streptomycin 및 10% FBS(Fetal Bovine Serum)를 포함하는 DMEM (Dulbecco s Modified Eagle s Medium) 배지를 사용하 였다. 준비한 시편을 120 에서 고압 증기멸균 처리한 다음 세포를 5 10 4 cells/cm 2 으로 분주하고 37, 5% CO 2 분위기의 배양기에서 48시간 동안 유지하였다. 소정 의 시간이 경과한 다음 배양액을 제거하고 부착되지 않 은 세포를 제거하기 위해 PBS로 3회 세척하였으며, 4% buffered neutral formalin으로 고정하고서 동결건조한 다음 세포의 부착 양상을 조사하였다. 6. 표면분석 양극산화 처리하여 생성된 나노튜브 TiO 2 층의 구조, SBF 침적 전후의 형태학적 미세구조 변화 및 세포의 부 착 양상을 조사하기 위해 전계방사주사전자현미경(Field Emission Scanning Electron Microscope: FESEM in KBSI Jeonju, S800, Hitachi, Japan)으로 관찰하였다. 또한 표면층 원소의 농도 변화를 조사하기 위해 X-선 스 펙트럼(EDS, Bruker, Germany)으로 분석하였다. 결과 1. TiO 2 나노튜브의 구조 Figure 1은 순 타이타늄 및 저탄성계수 Ti-29Nb- 4Mo-0.6Zr 합금과 Ti-32Nb-5Zr 합금을 1 wt% NH 4 F 와 20 wt% H 2 O를 함유하는 조성의 glycerol 전해질 수 용액에서 20 V의 전압을 인가하여 양극산화 처리한 다음 생성된 나노튜브의 표면과 횡으로 구부려서 길이방향에 서 관찰한 FE-SEM 사진이다. 큰 직경을 보이는 나노튜 브의 평균직경과 길이는 각각 순 타이타늄의 경우 157.3±21.4 nm와 540.2±42.4 nm, Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 합금의 경우 92.3±8.3 nm와 1127.6±69.6 nm, Ti-32Nb- 5Zr 합금의 경우 71.2±5.0 nm와 1299.2±72.2 nm를 보 였다. 2. 유사체액 침적시험 Figure 2는 순 타이타늄, Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 합금 및 Ti-32Nb-5Zr 합금 시편에 나노튜브 TiO 2 층을 생성 하고 80 의 0.5 M NaH 2 PO 4 수용액과 100 의 Ca(OH) 2 포화 수용액에 각각 30분 동안 침적하여 전석회화 처리 를 실시한 다음 SBF에 10일 동안 침적한 시편의 FE-SEM 사진이다. 순 타이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금 시편에서는

36 대한치과기재학회지 제38권 제1호 2011 Table 1. Surface composition in each experimental group (wt%) Element/Group C O Na Mg P Ca Ti Nb Zr Mo Pure Ti 7.8 43.0 0.4 0.7 14.9 28.4 4.8 Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 4.5 38.1 0.4 38.3 18.0 0.7 Ti-32Nb-5Zr 9.8 43.9 0.7 8.6 14.5 15.7 6.3 0.5 (a) (c) (e) (b) (d) (f) Figure 1. FE-SEM images of top and cross-sectional view of nanotubular TiO 2 layer formed at 20 V for 1 h in glycerol solution containing 20 wt% H 2O and 1 wt% NH 4F. (a) and (b) pure Ti, (c) and (d) Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr alloy, (e) and (f) Ti-32Nb-5Zr alloy. (a) (c) (e) (b) (d) (f) Figure 2. FE-SEM images after immersed in SBF for 10 days. (a) pure Ti, (b) magnification of point A ( 50K), (c) Ti- 29Nb-4Mo-0.6Zr alloy, (d) magnification of point B ( 50K), (e) Ti-32Nb-5Zr alloy, (f) magnification of point C (50K).

정근영 외 : 양극산화와 전석회화 처리로 개질한 저탄성계수 Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) 합금의 생체활성도 37 골유사 아파타이트의 석출 초기에 나타나는 돌기상이 관 찰되었지만 Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 합금 시편에서는 뚜렷 한 변화를 보이지 않았다. Table 1은 순 타이타늄, Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 합금 및 Ti-32Nb-5Zr 합금 시편에 나노튜브 TiO 2 층을 생성 하고 전석회화처리와 열처리를 시행한 다음 SBF에 10일 동안 침적한 시편의 EDS 분석 결과이다. FE-SEM 관찰 결과로부터 미루어 알 수 있듯이, SBF 침적 후 순 타이 타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금 표면에서는 높은 농도의 Ca 와 P의 피크가 관찰되지만 Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr 합금 표면에서는 거의 나타나지 않았다. 3. 조골세포 부착성 시험 Figure 3은 순 타이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금의 표면 에 나노튜브 TiO 2 층을 형성하고 전석회화 처리한 다음 MC3T3-E1 세포를 5 10 4 cells/cm 2 으로 분주하고 48시 간 후 부착 양상을 조사한 것이다. 순 타이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금 공히 높은 세포의 부착밀도를 보이 며 filopodia가 멀리까지 뻗어있는 양호한 부착 양상을 보였지만, Ti-32Nb-5Zr 합금이 순 타이타늄에 비해서 우수한 세포의 분화도와 원형에 가까운 형상을 보였다. 고찰 임플란트용 합금 소재의 생체적합성은 생체환경조건에 서의 내식성, 금속이온의 용출성, 금속산화물과 체액, 혈 액, 효소 등과의 사이에서 일어나는 반응성에 의해서 결 정된다. Ti-6Al-4V 합금은 높은 강도가 요구되는 부위 의 임플란트 재료로서 도입되었지만 합금 성분 중에는 세포독성이 강한 V와 신경계 이상을 초래하는 Al과 같은 원소를 포함하고 있어 90년대 중반부터 학계를 중심으로 이 합금을 대체하려는 소재개발에 관한 많은 연구가 이 루어져 왔다(Cai 등, 2003; Iijima 등, 2003; Kuroda와 Niiomi, 2001; Eisenbarth 등, 2004). 타이타늄 합금 소재의 기계적, 물리적 및 화학적 성질 (a) (b) (c) (d) Figure 3. Adhesion of MC3T3-E1 cells after 48 hours of culture incubation. (a) and (b) precalcified pure Ti, (c) and (d) precalcified Ti-32Nb-5Zr alloy at ( 100) and ( 35K), respectively.

38 대한치과기재학회지 제38권 제1호 2011 은 합금 성분과 미세조직 뿐만 아니라 결정구조에 따라 서도 큰 변화를 나타내며 α형, β형 및 α+β형으로 분류하 고 있다. α형은 고온강도와 크리프 특성이 우수하고 초 저온에서 인성이 β형과 α+β형보다 우수하지만, 냉간가공 성이 취약하며 열처리에 의한 기계적 성질 변화가 어려 운 것이 단점이다. β형은 α+β형에 비해서 열처리가 용이 하고 경화능이 크며 체심입방구조에 의한 연신율 증가 등 의 장점이 있을 뿐만 아니라 파괴인성에서도 뛰어난 특성 을 갖는다. 타이타늄 합금원소 중 β상 안정화 원소로는 β전율고용형(βisomorphous)과 β공석형(βeutectoid) 의 두 가지가 있다. β전율고용형 합금원소에는 Mo, V, Ta 및 Nb 등이 있고 β공석형 합금원소에는 Cr, Mn, Fe, Si, Co, Ni 및 Cu 등이 있다(Boyer 등, 1994). 이중 에서도 Mo, Nb, Ta 등의 원소는 생체적합성이 우수할 뿐만 아니라 이들 원소를 함유하는 합금의 일부는 뼈에 근접하는 탄성계수를 갖는다. 이러한 이유로 이들 원소를 함유하는 β형 타이타늄 합금에 관한 꾸준한 연구가 이루 어지고 있다(Kuroda와 Niiomi, 2001; Eisenbarth 등, 2004 Warchomicka, 2006). 본 연구에서는 생체적합성 이 우수한 원소인 Nb, Mo 및 Zr을 합금원소로서 첨가하 여 Won 등(2010)이 제조한 저탄성계수 β형 합금인 Ti-29Nb-4Mo-0.6Zr와 Ti-32Nb-5Zr을 시험재료로 사 용하였다. 임플란트 표면을 골유착에 유리하도록 변화시키기 위 해서 표면구조를 마이크로/나노 구조로 형성하는 방법이 검토되고 있다. 나노구조를 이루는 임플란트 표면에 대한 연구는 많지 않지만, 나노구조가 마이크로구조에 비해서 더 넓은 표면적을 제공하므로 골유착에 보다 유리하게 작용하는 것으로 보고된 바 있다(Yang 등, 2004). Ti- 6Al-4V 합금과 Co-Cr-Mo 합금과 같이 합금의 조성이 서로 다른 경우에도 결정 크기가 나노구조를 이룰 때 조 골세포의 부착과 증식이 촉진되는 것으로 보고된 바 있 다(Webster와 Ejiofor, 2004). HA, Al 2 O 3 및 TiO 2 등의 세라믹 재료 표면에서도 전형적인 미세구조에 비해서 나 노구조를 이루는 표면에서 조골세포 증식이 촉진되고, 또 한 고분자 재료인 다공질 구조의 카보네이트 박막에서도 포어들이 나노구조를 이룰 때 조골세포 증식이 촉진되는 것으로 보고된 바 있다(Webster 등, 2000; Flemming 등, 1999). 양극산화처리에 의해서 타이타늄 표면에 TiO 2 나노튜 브층을 형성하기 위한 연구는 전해질 수용액, 전압 및 전 류밀도 등의 변화가 피막층의 구조에 미치는 영향에 관 한 검토가 이루어져 왔다. 전해질 수용액은 초기에는 HF 또는 HF 혼합산을 함유하는 용액이 사용되었으며, 생성 된 산화피막층의 두께는 500~600 nm를 초과하지 못하 였다(Beranek 등, 2003). 이후 NaF 또는 NH 4 F를 첨가 한 중성의 전해질 수용액이 사용되었으며, 튜브 내에서의 ph 구배를 고려함으로써 나노튜브 TiO 2 층의 두께를 2 μm 이상으로 형성하는 것이 가능하게 되었다(Kunze 등, 2008). 또 다른 연구에서는 ethylene glycol이나 glycerol 과 같은 유기용액에서 양극산화처리하는 것에 의해서 나 노튜브 TiO 2 층의 두께를 7 μm 이상으로 형성하는 것이 가능하다고 하였으며(Macak과 Schmuki, 2006; Raja 등, 2007), 이들 유기용액에 H 2O를 첨가할 경우 25 wt% 이 하 수준에서 H 2 O 함량 증가에 따라 직경은 증가하고 길 이는 감소를 보인다고 하였다(Valota 등, 2009). 본 연구 에서 1 wt% NH 4F와 20 wt% H 2O를 함유하는 glycerol 용액에서 20 V의 전압을 60분 동안 인가하여 생성된 나 노튜브 TiO 2 층의 경우, Ti-32Nb-5Zr 합금이 순 타이 타늄에 비해서 직경은 약 1/2로 작아지고 길이는 약 2배 로 증가된 양상을 보였다(Figure 1). 임플란트 재료에 대한 시험적 연구는 초기에는 주로 재료의 기계적 성질과 생체적합성의 측면에 중점을 두고 평가가 이루어졌다. 그렇지만 임플란트의 성공은 사용된 재료와 세포 사이의 능동적이면서도 안정적인 상호작용 에 의존하므로 최근의 임플란트 재료에 대한 연구에서는 생체적합성과 함께 임플란트 표면에서의 세포반응성에 대한 검토가 이루어지고 있다. 조골세포의 특성을 확인하 기 위한 조직학적, 생화학적 기준으로는 세포 형태, 증식 률과 분화율, 알칼리 인산분해효소 활성도, osteocalcin 합성 및 석회화 물질의 형성도 등이 있다(Vrouwenvelder, 1993). 본 연구에서는 시험재료를 유사체액에 침적하였을 때의 석회화 물질 형성도 및 조골세포의 부착 양상에 관 하여 조사하였다. 생체불활성의 특성을 보이는 타이타늄 임플란트의 생 체활성도를 개선하기 위한 표면처리방법의 하나로서 전 석회화처리법이 고려되고 있다. 전석회화처리법은 타이타 늄을 HA의 주성분인 인산염과 칼슘 이온을 함유하는 수 용액 중에서 처리하여 TiO 2 피막층과 이들 이온 사이의 산-염기 반응을 유도하는 것으로, 타이타늄 임플란트 표 면에 인산칼슘의 석출을 촉진하는 효과적인 방법이다 (Wen 등, 1997). Feng 등(2002)은 Ca(OH) 2 포화수용액 에 침적하고 30분 정도 끓인 후 SCP(super saturated calcium phosphate solution)에 침적 시 아파타이트 석 출이 촉진되는 것을 확인하였고, Ma 등(2008)은 양극산 화에 의해 TiO 2 나노튜브를 형성하고 0.5 M NaH 2 PO 4 수용액 24시간 침적과 Ca(OH) 2 포화 수용액 5시간 침적 후 SCP 용액에 2주간 침적 시 골유사 아파타이트 석출

정근영 외 : 양극산화와 전석회화 처리로 개질한 저탄성계수 Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) 합금의 생체활성도 39 이 촉진되었다고 하였다. 본 연구에서는 순 타이타늄과 시험제조한 2종류 저탄성계수 β형 합금 Ti-29Nb-4Mo- 0.6Zr와 Ti-32Nb-5Zr의 전석회화처리를 위해 Ma 등 (2008)의 처리조건을 수정하여 80 의 0.5 M NaH 2PO 4 수용액과 100 의 Ca(OH) 2 포화수용액에 각각 30분 동 안 침적하여 전석회화처리를 한 다음 SBF에 10일 동안 침적한 결과, 순 타이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금 시편에 서만 골유사 아파타이트의 석출 초기에 나타나는 돌기상 이 생성되어 생체활성이 개선된 결과를 보였다. EDS 분 석 결과에서 Ca와 P의 농도는 Ti-32Nb-5Zr 합금이 순 타이타늄에 비해 낮은 값을 보여 활성이 불량하게 나타 났는데(Figure 2, Table 1), 이는 유사체액 중에서 인산 염과 칼슘 이온의 석출 속도는 TiO 2가 NbO 2나 ZrO 2에 비해서 빠르기 때문으로 생각된다(Hanawa와 Ota, 1992). 골유착 과정은 임플란트 표면과 조골세포 사이의 직접 적인 접촉으로 일어나므로 표면층 구조, 표면조도, 화학 적 성질 및 젖음성과 같은 특성들은 세포의 부착과 분화 와 증식에 중요한 영향을 미친다(Elias 등, 2008). 티타 늄 표면에 대한 세포 부착성이나 증식성은 매끄러운 표 면에 비해서 거친 표면에서 보다 유리하며(Deligianni, 2001), 표면조도 증가는 조골세포의 증식, 분화 및 골기 질 형성에 영향을 미친다(Schwartz 등, 1997). 골과 임 플란트 사이의 결합력은 임플란트의 표면조도 Ra 값이 1.0~1.5 μm 일 때는 양호한 값을 보이지만 그 이하나 그 이상의 표면조도 값에서는 결합력이 저하된다(Wennerberg, 1998). Yao 등(2005)은 나노튜브 TiO 2 층의 생성으로 조 골세포의 부착능이 개선되는 것은 양극산화처리로 인한 나노표면조도 증가가 직접원인 이유라고 하였으며, 20 V 의 전압을 인가하여 5분간 양극산화 처리한 경우에도 그 효과가 충분히 입증되었다고 하였다. Karlsson 등(2003) 은 양극산화 처리한 나노 다공질 구조의 알루미나에서 유사한 세포반응을 보였다고 하였다. 본 연구에서 순 타 이타늄과 Ti-32Nb-5Zr 합금의 전석회화처리 후 조골세 포 MC3T3-E1을 5 10 4 cells/cm 2 으로 분주하고 48시간 후 부착 양상을 조사한 결과, 두 시편 모두에서 다수의 filopodia가 멀리까지 뻗어있는 양호한 부착 양상을 보였 지만 Ti-32Nb-5Zr 합금이 순 Ti에 비해서 우수한 세포 의 분화도와 원형에 가까운 형상을 보였는데(Figure 3), 이는 합금조성이 생체적합성이 우수한 원소인 Nb와 Zr을 합금원소로 함유하고 있기 때문으로 생각된다. 본 연구에서 전석회화 처리 후 유사체액 침적 시에 나 타나는 Ca와 P의 석출은 Ti-32Nb-5Zr 합금이 순 Ti에 비해서 낮게 나타나서 생체활성이 다소 불량하게 나타났 지만 합금 개발의 일차적인 목적이 순 Ti의 상대적으로 높은 탄성계수에서 기인하는 응력차폐의 문제점을 해결 하기 위한 것이라는 점을 감안할 때 Ti-32Nb-5Zr 합금 표면에 나노튜브 TiO 2 층을 생성한 다음 전석회화처리를 하는 것은 응력차폐와 생체활성의 개선이라는 두 가지 문제점을 동시에 해결할 수 있는 유효한 수단으로 생각 된다. 결론 본 연구에서는 임플란트 소재로서 개발된 저탄성계수 β형 Ti-Nb-X (X = Zr, Mo) 합금의 표면특성을 개선하기 위해 1 wt% NH 4 F와 20 wt% H 2 O를 함유하는 glycerol 용액을 전해질 수용액으로 사용하여 주기 0.01 ms, 전압 20 V의 펄스형 DC 전원을 60분 동안 인가하여 양극산화 나노튜브 TiO 2 층을 형성하였다. 양극산화 처리 후 나노 튜브 TiO 2 층의 표면반응성 개선과 구조적 안정화를 위 해 80 의 0.5 M NaH 2PO 4 수용액과 100 의 Ca(OH) 2 포화 수용액에 각각 30분 동안 침적하여 전석회화처리를 실시한 다음 500 의 전기로에서 2시간 동안 열처리하였 다. 생체활성도를 평가하기 위해 SBF에 대한 10일간의 침적시험과 MC3T3-E1 마우스 유래 조골세포의 부착능 을 조사한 결과, 다음과 같은 결론을 얻었다. 1. Ti-32Nb-5Zr 합금 표면에 생성된 나노튜브 TiO 2 층 에서는 직경 71.2±5.0 nm와 길이 1299.2±72.2 nm 의 나노튜브들이 치밀한 구조를 이루었으며, 동일한 처리조건에서 순 Ti에 비해 직경은 약 1/2로 감소되고 길이는 2배로 증가되는 양상을 나타냈다. 2. 나노튜브 TiO 2층의 표면활성도는 80 의 0.5 M Na 2 HPO 4 수용액과 100 의 Ca(OH) 2 포화 수용액에 침적하여 전석회화처리하는 것에 의해서 개선되었다. 3. 전석회화처리 효과는 순 Ti가 Ti-32Nb-5Zr 합금에 비해서 더 우수하게 나타났다. 4. 전석회화처리와 열처리한 나노튜브 TiO 2 층의 표면에 서 MC3T3-E1 세포는 다수의 filopodia가 멀리까지 뻗어있는 양호한 부착 양상을 보였다. 5. MC3T3-E1 세포의 부착 양상은 Ti-32Nb-5Zr 합금 이 순 Ti에 비해서 부착밀도가 높고 원형에 가까운 형 상을 보였다. 이상의 결과로 미루어 볼 때, 임플란트 소재로서 개발

40 대한치과기재학회지 제38권 제1호 2011 된 저탄성계수 β형 Ti-32Nb-5Zr 합금을 glycerol 용액 에서 전기화학적으로 양극산화처리하여 나노튜브 TiO 2 층 을 형성한 다음 0.5 M NaH 2 PO 4 수용액과 Ca(OH) 2 포화 수용액에서 전석회화처리하는 것은 생체활성도 개선의 유효한 수단으로 활용될 수 있을 것으로 사료된다. 참고문헌 Beranek R, Hidebrand H, Schmuki P (2003). Selforganized porous titanium oxide prepared in H 2SO 4/HF electrolyte. Electrochemical and Solid-State Letters 6:B12-B14. Boyer R, Welsch G, Collings EW (1994). Materials properties of handbook, Titanium alloy. ASM International. Cai Z, Shafer T, Watanabe I, Nunn ME, Okabe T (2003). Electrochemical characterization of cast titanium alloys. Biomaterials 24:213-218. Deligianni DD, Katsala N, Ladas S, Sotiropoulou D, Amedee J, Missirlis YF (2001). Effect of surface roughness of the titanium alloy Ti-6Al- 4V on human bone marrow cell response and on protein adsorption. Biomaterials 22:1241-1251. Eisenbarth E, Velten D, M ller M, Thull R, Breme J (2004). Biocompatibility of β-stabilizing elements of titanium alloys. Biomaterials 25:5705-5713. Elias CN, Oshida Y, Lima JHC, Muller CA (2008). Relationship between surface properties (roughness, wettability and morphology) of titanium and dental implant removal torque. J Mechanical Behavior of Biomaterials 1:234-242. Feng B, Chen JY, Qi SK, He L, Zhao JZ, Zhang XD (2002). Carbonate apatite coating on titanium induced rapidly by precalcification. Biomaterials 23:173-179. Fini M, Cigada A, Rondelli G, Chiesa R, Giardino R, Giavaresi G, Aldini NN, Toricelli P, Vicentini B (1999). In vitro and in vivo behavior of Caand P-enriched anodized titanium. Biomaterials 20:1587-1594. Flemming RG, Murphy CJ, Abrams GA, Goodman SL, Nealey PF (1999). Effects of synthetic microand nano-structured surfaces on cell behavior. Biomaterials 20:573-588. Hanawa T, Asami K, Asaoka K(1996). Microdissolution of calcium ions from calcium-ion-implanted titanium. Corros Sci 38:1579-1594. Hanawa T, Ota M(1992). Characterization of surface film formed on titanium in electrolyte using XPS. Appl Surf Sci 55:269-276. Hanawa T, Ukai H, Murakami K, Asaoka K (1995). Structure of surface-modified layers of calciumion-implanted Ti-6Al-4V and Ti-56Ni. Mater Trans JIM 36:438-444. Hirata T, Nakamura T, Takashima F, Maruyama T, Taira M, Takahashi J (2001). Studies on polishing of Ag-Pd-Cu-Au alloy with five dental abrasives. J Oral Rehabil 28:773-777. Iijima D, Yoneyama T, Doi H, Hamanaka H, Kurosaki N (2003). Wear properties of Ti and Ti-6Al-7Nb castings for dental prostheses. Biomaterials 24:1519-1524. Khan MA, Williams RL, Williams DF (1996). In-vitro corrosion and wear of titanium alloys in the biological environment. Biomaterials 17:2117-2126. Karlsson M, Palsgard E, Wilshaw PR, Silva LD (2003). Initial in vitro interaction of osteoblasts with nano-porous alumina. Biomaterials 24:3039. Kawazoe T, Suese K (1989). Clinical Application of titanium crowns. J Dent Med 30:317-328. Kodama A, Bauer S, Komatsu A, Asoh H, Ono S, Schmuki P (2009). Bioactivation of titanium surfaces using of TiO 2 nanotubes rapidly pre-loaded with synthetic hydroxyapatite. Acta Biomaterials 5:2322-2330. Kunze J, M ller L, Macak JM, Greil P, Schmuki P, Muller FA (2008). Time-dependent growth of biomimetric apatite on anodic TiO 2 nanotubes. Electrochimica Acta 53:6995-7003. Kuroda D, Niiomi M (2001). Design and mechanical properties of new β-type titanium alloys for implant materials. Materials Sci and Eng A243:244-249. Kuroiwa A, Igarashi Y (1998). Application of pure titanium to metal framework. J Jpn Prosthodont Soc 42:547-558. Ma Q, Li M, Hu Z, Chen Q, Hu W (2008). Enhancement of the bioactivity of titanium oxide nanotubes by precalcification. Mater Lett 62:3035-3038. Macak JM, Schmuki P (2006). Anodic growth of

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