보고서 정보
주관연구기관 |
인하대학교 InHa University |
연구책임자 |
김철영
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참여연구자 |
최상흘
,
고재승
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발행국가 | 대한민국 |
언어 |
한국어
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발행년월 | 1994-08 |
주관부처 |
과학기술부 |
사업 관리 기관 |
인하대학교 InHa University |
등록번호 |
TRKO200200014816 |
DB 구축일자 |
2013-04-18
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키워드 |
바이오세라믹스.생체활성유리.유사생체용액.하이드록시아파타이트.생체유리코팅알루미나.하이드록시아파타이트-$ZrO_2$복합체.매식.섬유세포.대식세포.조골세포.bioceramics.bioactive glasses.simulated body fluid.hydroxyapatite.bioglass coated alumina.hydroxyapatite-$ZrO_2$ composite.implant.fibroblast.macrophages.osteoblast.
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초록
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최근 바이오 세라믹스는 의사에게 뿐만아니라 재료를 연구하는 과학자에게도 커다란 관심의 대상이 되고 있다. 바이오 세라믹스는 생체 비활성, 표면활성, 생체 흡수성 바이오 세라믹스 등으로 나눌 수 있는데 이중에서 표면활성 바이오 세라믹스가 생체 세포와의 결합성 때문에 응용가능성이 가장 높은 생체 이식 재료이다. 본 연구는 3개의 세부과제로 나누어 수행되었다. 그 중 두팀은 바이오 세라믹스의 개발팀으로 생체활성유리 및 hydroxyapatite 세라믹스의 개발을 맡았고 나머지 한팀은 이들 재료들에 대한 생물학적 평가를 수행하였다.
최근 바이오 세라믹스는 의사에게 뿐만아니라 재료를 연구하는 과학자에게도 커다란 관심의 대상이 되고 있다. 바이오 세라믹스는 생체 비활성, 표면활성, 생체 흡수성 바이오 세라믹스 등으로 나눌 수 있는데 이중에서 표면활성 바이오 세라믹스가 생체 세포와의 결합성 때문에 응용가능성이 가장 높은 생체 이식 재료이다. 본 연구는 3개의 세부과제로 나누어 수행되었다. 그 중 두팀은 바이오 세라믹스의 개발팀으로 생체활성유리 및 hydroxyapatite 세라믹스의 개발을 맡았고 나머지 한팀은 이들 재료들에 대한 생물학적 평가를 수행하였다. 제1세부과제의 연구목적은 저알칼리 생체유리를 개발하여 유리의 특성을 향상시키고 열평창을 저하시켜 알루미나에 코팅하기 쉬운 생체활성유리를 개발하는 것이다. 그리고 반응조건을 변화시키며 생체유리표면에 생기는 hydroxyapatite의 형성기구를 구명하는 것이다. 한편 위에서 얻은 저알칼리 생체유리를 알루미나에 코팅하여 두재료의 접합성을 관찰하고 이렇게 얻어진 생체재료의 hydroxyapatite형성 양상에 대하여 연구하였다. 55㏖% SiO?가 포함된 생체유리에서 Na?O대신 B?O?, CaO등을 치환첨가 하였을 때 hydroxyapatite는 잘 형성되었고 SiO? rich층은 감소하는 반면 hydroxyapatite층은 증가하고 이 유리의 열팽창계수는 현저히 감소하였다. Na?O가 전혀 포함되지 않은 SiO?-P?O?-CaO계 유리를 유사생체용액에 반응시킬 때 hydroxyapatite의 형성은 유리의 구조인자와 직접적 연관이 있음을 보였다. Y값이 2이하인 유리는 Ca·P필름과 SiO?-rich층의 형성이 동시에 발생하며 Ca·P필름 형성속도 차이는 없다. Y값이 2이하인 유리는 SiO?-rich층이 먼저 형성되고 그 위에 Ca·P·Si의 혼합층이 형성된 다음 이것은 Ca·P필름으로 전이한다. Y값이 2이상인 유리의 hydroxyapatite형성속도는 Y값 증가에 따라 지연되고, 형성된 hydroxyapatite는 반응시간에 따라 구형에서 누에고치형으로 결정성장되였다. 생체유리에서 hydroxyapatite 형성기구를 구명하기 위하여 tris-완충용액과 정적 및 동적반응 조건하에서 반응시킨 경우 동적 반응조건하에서 생체유리와 용액과의 반응이 촉진되었으며 hydroxyapatite도 빠르게 형성되었다. 46S 유리와 이 유리조성에서 P?O?를 없앤 46SPO 유리를 tris-완충용액과 이용액에 1000ppm의 HPO???를 첨가한 용액에 각각 반응시킨 결과 용액중 P??이온이 포함된 경우는 P?O?가 없는 조성의 유리에서도 hydroxyapatite가 형성되었고 hydroxyapatite의 형성속도는 조성중 P?O?를 포함하고 있는 유리가 P?O?를 포함하고 있지 않은 유리보다 훨씬 빠름을 알 수 있었다. 저 알칼리 생체유리를 알루미나에 코팅하였을 때 생체유리에서 Na?O의 양이 감소할수록 열팽창계수의 감소와 알루미나 확산량의 증가 등의 원인으로 알루미나와의 결합이 우수하였다. 생체유리를 알루미나에 코팅 후 열처리 온도가 낮은 경우에는 wollastonite와 fluorapatite 결정이 생성되고 높은 온도에서는 급냉시 유리상으로 존재하는데 결정이 생성될 경우 hydroxyapatite가 빨리 생성되었다. 제2세부과제에서는 생체활성 hydroxyapatite세라믹스 복합체를 개발하기 위하여 습식법 및 수열법으로 hydroxyapatite 미분말 및 초미분말을 합성하고 이 분말을 사용하여 hydroxyapatite세라믹스 및 hydroxyapatite 다공체를 제조하고 또 순차적으로 hydroxyapatite-ZrO? 복합 미분말을 합성하고 hydroxyapatite-ZrO?복합 세라믹스를 제조하여 이를 hydroxyapatite 세라믹스 복합체들의 특성을 분석하였다. 수열법으로 합성한 hydroxyapatite가 습식법으로 합성한 hydroxyapatite보다 소결시 중량감소 및 수축율이 작았고 낮은 온도에서 치밀한 소결체를 얻을 수 있었으며 또 기계적 물성도 좋았다. hydroxyapatite-ZrO?복합소결체는 ZrO?함량이 많아질수록 hydroxyapatite가 TCP로 약간 분해하였으며 액상 출현온도가 높아졌다. 액상의 출현과 hydroxyapatite의 TCP로의 분해는 소결체에 기공을 생성시켰으며 소결시 치밀화에 한계가 있었다. hydroxyapatite 다공체는 hydroxyapatite 미분말에 naphthalene, paraffine, chlorinated paraffine 및 hydrogen peroxide를 단독 또는 함께 사용하여 제조하였는데, naphthalene을 첨가한 경우 다공체의 기공의 제어가 가능하였으며, hydrogen peroxide를 사용시는 해면상의 다공체를 얻을 수 있으나 기공의 제어가 어려웠고, chlorinated paraffine 및 hydrogen peroxide를 함께 사용한 경우 해면상의 다공체는 물론 기공의 제어도 가능하였다. 이들 hydroxyapatite 세라믹스 복합체들은 인공체액 또는 tris. 용액에서 안정하였다. 한편 수경성 갖고 있으면서 생체이식후 재흡수되어 hydroxyapatite로 전환하는 특성을 갖고 있어 bio-cement로 기대되고 있는 α-TCP를 합성하여 tris. 용액에서의 수화양상을 검토하였다. α-TCP의 수화반응은 hydroxyapatite와 β-Ca?P?O?으로부터 합성한 경우가 CaHPO?2H?O와 CaCO?으로부터 합성한 경우보다 수화가 빨리 일어나며 12시간 이후 응결하고 hydroxyapatite로 전환하여 경화하였다. 반응은 용해 석출기구로 진행되었으며 수화반응을 통해 응결·경화하여 얻어진 상은 Ca결손형 hydroxyapatite이었다 경화하였다. 반응은 용해 석출기구로 진행되었으며 수화반응을 통해 응결·경화하여 얻어진 상은 Ca결손형 HAp이었다. 제3세부과제에서는 hydroxyapatite[HAp, HAp-HT, HAp-Z, HAp-Pl, α-TCP 및 생체유리[46S, 52S, 55S, 55SF, 55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)]의 생체적 합성을 관찰하기 위하여 시험관내 세포독성검사법, 피하조직 매식법 및 골조직 매식법을 이용하였다. hydroxyapatite, α-TCP 및 생체활성유리의 시험관내 세포독성 검사에서 세포 단독 배양군에서와 같이 시일이 경과함에 따라 세포들이 점차적으로 증식되었으나 hydroxyapatite[HAp-HT, HAp-Z] 및 생체유리 46S에서 시일이 경과함에 따라 증식율이 낮았으며, Millipore여과지법에 의한 SDH활성은 세포단독 배양군과 차이를 보이지 않았고 Agar overlay법에 의한 세포막 투과성 검색에서 탈색 및 세포용해가 일어나지 않아 세포독성이 없는 것으로 나타났다. 피하조직 반응에서 매식 2주에는 hydroxyapatite, α-TCP 및 생체활성유리에서 각 매식체를 둘러싸는 피막이 두껍고 활성이 높은 조섬유세포와 교원섬유로 이루어지고 매식체와의 계면에 대식세포 및 염증세포들이 다양하게 나타났으며 매식 12주에는 hydroxyapatite 및 생체유리[46S, 52S]에서 납작하고 신장된 조섬유세포와 교원으로 구성된 얇은 피막이 형성되었으나 생체유리[55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)]에서는 피막 내부에 대식세포가 집단을 이루고 있어 생체적 합성이 없었다. 골조직 반응에서 매식 1개월후 생체유리[46S, 52S, 55S, 55SF]에서는 많은 골조직이 접촉되어 있었으나 hydroxyapatite과 생체유리[55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)]에서는 매식체 계면에 골조직과 연조직이 혼재하고 있었으며 매식 6개월 후에는 hydroxyapatite, 생체유리[46S, 52S, 55S]가 골조직과 다양하게 나타났으며 생체유리[55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)]에서는 계면에 비교적 많은 연조직이 부착되어 있었다. hydroxyapatite[HAp-HT, HAp-Z]은 시편에 따라 연조직 부착량이 다양하게 나타났으며 생체유리[55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)]에서는 계면에 비교적 많은 연조직이 부착되어 있었다. hydroxyapatite HAp-P에서는 매식후 3개월에 매식체표면에 골이 접촉되어 있었으나 기공안에 골조직이 형성되어 있지 않았다. 생체유리[46S, 52S, 55S, 55SF]표면에서의 조섬유세포 배양실험에서 생체유리 52S에서 생체유리 46S에 비하여 조기에 조섬유세포의 양호한 부착양상을 보였고 교원섬유형성 및 교원섬유매입이 관찰되었다. 생체유리[46S, 52S, 55S, 55SF]표면에서의 조공세포배양실험에서 골조절이 형성되었으며 골소절 형성부위의 조공세포들은 높은 염기성인산분해효소 활성을 보였다.
Abstract
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Great attention has recently been drawn to the bioceramics by material scientists as well as by medical doctors. Surface active bioceramics, among inactive, surface active and resorbable bioceramics, is the most promising implant ceramics because of their bonding ability to living tissue when im
Great attention has recently been drawn to the bioceramics by material scientists as well as by medical doctors. Surface active bioceramics, among inactive, surface active and resorbable bioceramics, is the most promising implant ceramics because of their bonding ability to living tissue when implanted in a body. This researchteam consists of three research groups. Two of them worked on the development of surface active bioceramics, such as bioactive glasses and hydroxyapatite ceramics. Those developed bioceramics were supplied to the third research group, in which biological evaluation for those biomaterials was performec. The major reasearch objectives in the fist research group are the development of low alkali containing bioactive glasses with good hydroxyapatite forming rate and the study on hydroxyapatite forming mechanism on the glass surface. The low thermal expansion coefficient of the resulting glasses also enhances the bonding character between bioactive glasses and alumina. The substitution of B?O?, CaO and P?O? for Na?O in 55㏖% contaning bioactive glass enhanced hydroxyapatite formation, reduced silica rich layer thickness, and significantly reduced the thermal expansion coefficient. The structure parameter(Y) of the bioactive glasses of SiO?-P?O?-CaO system was closely related to the formation of hydroxyapatite in simulated body fluid. Ca·P film and SiO?-rich layer were formed simultaneously for the glasses having Y value below 2. For the glasses having Y value above 2, however, the the SiO?-rich layer was first formed, and then Ca·P layer was formed on the SiO?-rich layer. The rate of Ca·P film formation delayed as the Y values increased. To investigate the hydroxyapatite formation mechanism, bioactive glass was reacted in tris-buffer solution under the static and dynamic reaction conditions. the hydroxyapatite crystal layer was formed faster in dynamic reaction than in static reaction. When 46S and P?O?-free 46SPO glasses were reacted in tris-buffer solution and 1000ppm HPO??? ion containing tris-buffer solution, it was found that hydroxyapatite crystal forming rate was much faster in 46S which contains P?O? than in P?O?-free glass. When low alkali containing bioactive glasses were coated on alumina substrate, better adhesion of two materials was observed with decrease in Na?O, due to their reducing thermal expansioncoefficient and enhancing the alumina diffusion into the coated bioactive glasses. The coated glasses crystallized into wollastonite and fluorapatite at lower firing temperature while glass phases at higher firing temperature. hydroxyapatite formed only on the crystallized coated glass surface, when the sample was reacted in tris-buffer solution. In the second research group, bioactive hydroxyapatite ceramics composite, hydroxyapatite fine powder and ultra fine powder weresynthesized by wet method and hydroxyapatite method, respectively. Using those synthesized hydroxyapatite powder, hydroxyapatite ceramics and hydroxyapatite porous ceramics were prepared. hydroxyapatite-ZrO? composite fine powder were also synthesized and then hydroxyapatite-ZrO? composite ceramics were prepared from the powder. hydroxyapatite ceramics prepared by using Ultra-fine hydroxyapatite powder which synthesized by hydrothermal reaction showed less weight loss, less sintering shrinkage and more dense ceramics than sintered bodies of hydroxyapatite powder which synthesized by wet method. The decomposition rate of hydroxyapatite to TCP and the liquid phase formingtemperature in the hydroxyapatite-ZrO? composite were incerased with zirconia. Porous hydroxyapatite ceramics were prepared by adding naphthalene, H?O? and chlorinated paraffine with H?O? to hydroxyapatite powder. The pore size of hydroxyapatite ceramics can be controlled when naphthalene or chlorinated paraffine with H?O? are added. An investigation on α-TCP, which has hydraulic properly, also performed. The hydration rate, in tris-buffer solution, of the α-TCP synthesized form hydroxyapatite and β-Ca?P?O? was faster thanthat of the α-TCP synthesized from CaHPO?2H?O and CaCO?. The formerhardened in 12?hours and the hardening occurred due to the transformation of α-TCP to hydroxyapatite. In the third research group,we evaluated the biocompatibility of hydroxyapatite[HAp, HAp-HT, HAp-Z, HAp-Pl, α-Tricalcium phosphate (α-TCP), and bioactive glasses[46S, 52S, 55S, 55SF, 55SBF(2.6P), 55SBF(1.2P), 55SB(2.6P)] by means of in vitro cyotoxicity test, subcutaneous implant test and bone implant test. The total number of fibroblasts in hydroxyapatite, α-TCP, and bioactive glasses was gradually increased with time. No cytotoxicities in the millipore filter and Ager overlay tests were found for all experimental bioactive ceramics. After 2 weeks of subcutaneous implantation of hydroxyapatite, α-TCP, and bioactive glasses, thick fibrous capsule with active fibroblasts were found around the implants, and the various inflammatory cells were observed at the capsule. Most of hydroxyapatite and bioglass[46S, 52S] implants were encapsulated with thin, non-inflammatory fibrous capsule after 12 weeks of implantation. No implant-tissue bonding was observed, but group of macrophages around B?O? containing bioactive glasses were found. The implantation of bioactive glasses, such as 46S, 52S, 55S and 55SF, in a crotical defect drilled in tibia revealed bone-bonding character with the large amount of bone within one month. On the other hand, partial soft tissue interfacewas observed around hydroxyapatite and B?O? containing bioactive glasses up to 6 months of implantation. After three months implantation, hydroxyapatite ceramics firmly fitted to the bone, but no bone growthinto open pore of implant was observed. In early stage of culture, morewell-developed filopodia and lamellipodia of fibroblast were found on 52Sbioglass than those on 46S bioglass. New collagen fibers were incorporated on the surface. In the osteoblast culture on the bioactiveglasses, bone nodule were formed on the surface of 46S, 52S, 55S and 55SFbioactive glasses. The osteoblasts of bone nodule showed strong alkaline phosphatase activities.
목차 Contents
- 1. 서 론...12
- 2. 연구방법...14
- 3. 결과 및 고찰...16
- 4. 결 론...21
- 5. 참고문헌...23
- 제1 세부과제목차...26
- 1.서론...27
- 2.연구방법...30
- 3.결과 및 고찰...40
- 4.결론...95
- 5.참고문헌...97
- 제2 세부과제목차...103
- 1. 서 론...104
- 2. 연구방법...107
- 3. 결과 및 고찰...128
- 4. 결 론...162
- 5. 참고문헌...165
- 제3 세부과제목차...171
- 1. 서 론...172
- 2. 연구방법...177
- 3. 결 과...189
- 4. 고 찰...232
- 5. 결 론...240
- 6. 참고문헌...242
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