초록 ▼

용어보기논문에서 용어와 풀이말을 자동 추출한 결과로, 시범 서비스 중입니다. AI-Helper

생분해성 금속재료인 마그네슘(Mg) 및 그 합금은 정형외과, 심혈관내과 및 치과 분야에서 많은 연구를 부단히 진행하고 있다. 하지만, 마그네슘 임플란트는 생리적 환경에서의 내부식성이 낮음으로 인해 의학적 용도에 적용되기엔 하직 한계가 있다.
본 연구에서는 Mg합금의 일종인 AZ31을 사용 하였다. AZ31의 내부식성을 향상시키기 위해 고농도의 불화물 전해질을 사용하여 PEF코팅처리(플라즈마 전해 불화처리)를 시행하였다. 그리고 PEF코팅된 AZ31의 표면형태, 코팅 두께 및 코팅 성분을 관찰하였고 전기화학부식시험 및 무게감소시험을 진행하여 부식특성을 평가하였다. PEF코팅된 AZ31과 코팅되지 않은 AZ31을 인공체액속에 4, 8, 12주 동안 침지한 후 ...

생분해성 금속재료인 마그네슘(Mg) 및 그 합금은 정형외과, 심혈관내과 및 치과 분야에서 많은 연구를 부단히 진행하고 있다. 하지만, 마그네슘 임플란트는 생리적 환경에서의 내부식성이 낮음으로 인해 의학적 용도에 적용되기엔 하직 한계가 있다.
본 연구에서는 Mg합금의 일종인 AZ31을 사용 하였다. AZ31의 내부식성을 향상시키기 위해 고농도의 불화물 전해질을 사용하여 PEF코팅처리(플라즈마 전해 불화처리)를 시행하였다. 그리고 PEF코팅된 AZ31의 표면형태, 코팅 두께 및 코팅 성분을 관찰하였고 전기화학부식시험 및 무게감소시험을 진행하여 부식특성을 평가하였다. PEF코팅된 AZ31과 코팅되지 않은 AZ31을 인공체액속에 4, 8, 12주 동안 침지한 후 인장강도를 측정하여 비교하였다. 대부분 표면처리된 마그네슘은 주로 공식현상이 생기기 때문에 이를 관찰하기 위하여 경도기로 샘플표면에 압흔을 내어 공식시험을 진행 및 분석하였다. 그리고 AZ31의 급속한 부식이 발생되는 것을 방지하기 위하여 희생양극 원리를 이용한 부식유도형 디자인(CGD)을 개발하여 비교 분석하였다.
결과에서는 PEF코팅표면은 다공성 구조였고 기공크기는 600-900 nm, 코팅두께는 1-14 µm이다. PEF코팅의 주요성분은 불화마그네슘이다. 전기화학부식시험 및 무게감소시험에서 PEF코팅된 AZ31은 인공체액속에서 코팅되지 않은 AZ31과 비교하였을 때 내부식성이 효과적으로 개선되었다. 부식한뒤 인장강도실험에서 PEF코팅된 AZ31의 인장강도는 코팅하지 않은 AZ31보다 낮았다. 공식시험을 통하여 PEF코팅된 AZ31의 강도가 급속히 저하되는 결과를 초래하는 주요원인은 공식이라는 것을 입증하였다. 따라서 부식유도형 디자인은 AZ31의 강도를 일정한 침적시일내에서도 완벽하에 보호할 수 있었다.
PEF코팅은 생물학적으로 유리한 구조이면서 AZ31의 내식성을 높일 수 있지만 PEF코팅된 AZ31은 생흡수 과정에서 공식이 생성되어 기계적 파절을 일으킬 수 있기 때문에 임상적으로 사용되기에는 아직 한계가 있다. 부식유도형 디자인은 PEF코팅기술의 단점을 해결했을 뿐만 아니라 이는 생흡수성 마그네슘임플란트의 임상적 적용에 중요한 역할이 될 것이다.

Abstract ▼ AI-Helper

Magnesium (Mg) and its alloys have attracted fundamental research in the fields of orthopedics, cardiovascular, and dentistry as biodegradable metallic materials. However, Mg exhibits poor corrosion resistance, especially in a physiological environment, which limits its applicability in medical appl...

Magnesium (Mg) and its alloys have attracted fundamental research in the fields of orthopedics, cardiovascular, and dentistry as biodegradable metallic materials. However, Mg exhibits poor corrosion resistance, especially in a physiological environment, which limits its applicability in medical applications.
This study uses a type of Mg alloy called AZ31. The corrosion resistance of AZ31 was improved using plasma electrolytic fluorination (PEF) as a surface treatment. Then, the surface morphology, coating thickness, and composition were observed, and the corrosion behaviors of PEF-coated AZ31 were evaluated via electrochemical and weight loss tests. The tensile strength of PEF-coated AZ31 after immersion in simulated body fluid (SBF) was investigated after 4, 8, and 12 weeks and compared with Bare AZ31 which underwent the same treatment. Pitting corrosion caused a rapid decline in the mechanical strength of AZ31. We verified pitting corrosion using the hardness tester to indent the surface of the samples and performed pitting corrosion analysis. In addition, we prevented the rapid corrosion of AZ31 by designing a “corrosion guide design (CGD)” for the unprecedented Mg implant according to the potential difference between Bare and PEF.
The result of coating with PEF showed that a porosity structure of pore size 600–900 nm and thickness 1–14 µm was generated on the AZ31 substrate. MgF2 was covered on the coated surface. In electrochemical corrosion and immersion corrosion tests, the PEF-coated AZ31 exhibited efficiently improved corrosion resistance compared to Bare AZ31 in SBF. In the results of tensile strength through corrosion, the growth trend of weight loss percentage for PEF-coated AZ31 was less than that of Bare AZ31. However, the tensile strength of the PEF-coated AZ31 after immersion was lower than that of Bare AZ31. We verified that the pitting corrosion was the main reason why the strength of PEF-coated AZ31 was lost rapidly. As seen in the results, the CGD can fully protect the strength of the AZ31, but only for a period time.
Although the PEF coating has a structure that favors biological growth and it can increase the corrosion resistance of AZ31, there is a limitation in its clinical use because of its generation of pitting corrosion. The result in the PEF-coated AZ31 could lead to mechanical fracture through biodegradation. However, after surface-treatment, Mg could have increased corrosion resistance but the pitting corrosion might rapidly reduce the mechanical strength of an Mg implant, resulting in serious consequences for patients. Perhaps the CGD would remedy the disadvantages of surface coating technology on applying biomedical Mg implants.

주제어