KR20200096197A - 선택적 플라즈마 에칭법에 의해 금속화된 표면을 갖는 의료용 고분자 및 이의 제조방법 - Google Patents

선택적 플라즈마 에칭법에 의해 금속화된 표면을 갖는 의료용 고분자 및 이의 제조방법 Download PDF

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Abstract

본 발명은 고분자 기판; 및 상기 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속을 포함하는, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재, 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

Description

선택적 플라즈마 에칭법에 의해 금속화된 표면을 갖는 의료용 고분자 및 이의 제조방법 {Biomedical polymers having a surface metallized by selective plasma etching and preparation method thereof}
본 발명은 고분자 기판; 및 상기 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속을 포함하는, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재, 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
의료용 임플란트 소재로써 기계적 강도가 우수하며 생체특성이 뛰어난 티타늄이나 코발트-크롬 합금을 중심으로 한 금속 소재 임플란트가 널리 사용되고 있다. 그러나 위와 같은 금속 기반 임플란트의 경우 금속 소재의 높은 탄성계수로 인해 응력차폐현상(stress shieling effect)을 야기하여 주변 뼈의 손상을 유발할 수 있고, 금속의 체내 부식 및 노출에 따른 감염 위험이 있으며, 소아의 경우, 골조직이 성장함에 따라 이식된 임플란트가 내부로 함입되는 위험성이 보고되고 있다. 또한 금속 고유의 자성으로 인해 금속 임플란트를 체내에 이식 후 자기공명영상(MRI) 촬영 시 자기장 내에 방사선 이미지를 왜곡시켜 임플란트 주변 부위가 식별되지 않는 문제가 있다.
위와 같은 금속 임플란트의 한계를 극복하기 위해 현재 생체고분자를 기반으로 하는 의료용 임플란트가 대두되고 있다. 생체고분자는 크게 금속 소재와 같이 체내에서 분해되지 않으며 잔존하는 비분해성 고분자와 체내에서 자연적인 분해, 흡수되어 최종 배출되는 생분해성 고분자로 나뉜다. 비분해성 고분자의 경우 금속에 비해 낮은 밀도를 가지면서 실제 뼈와 유사한 물리적 강도를 보유하고 있어 이식 시 이물감이 덜한 것으로 보고되고 있다. 폴리에테르에테르케톤(PEEK)이 대표적인 비분해성 고분자로 사용되고 있으며 그 우수한 물리적인 강도로 인해 주로 높은 하중을 견뎌야 하는 부위의 골 대체재로 적용되고 있다. 한편 생분해성 고분자는 체내에 이식 후 독성 반응 없이 자연적인 분해 거동을 통해 기존 비분해성 임플란트의 경우 체내에 이식 후 영구히 잔존하여 이를 제거하는데 수반되는 추가적인 2차 수술로 인한 환자의 부담을 덜어 주고 있다. 대표적인 생분해성 고분자로 폴리락트산(PLA)이 사용되고 있으며, 주로 뼈 고정판 및 나사, 혈관 스텐트에 적용되고 있다.
하지만, 상기 고분자 기반 임플란트의 경우 고분자 특유의 높은 표면 소수성에 따라 주변 단백질 및 세포의 부착이 어려워 기존 안정적인 금속 산화층으로 생체 활성이 뛰어난 금속 임플란트 대비 현저히 낮은 표면 생체적합성을 보이고 있다. 고분자 소재의 낮은 표면 생체적합성은 체내 이식 후 초기 주변 조직과의 견고한 결합을 억제하며 나아가 임플란트의 탈착까지도 야기될 가능성이 보고되고 있다. 또한, 고분자 임플란트를 체내에서 이물질로 인식하여 2차 면역 반응에 따른 표면 혈전이 야기될 수 있다.
최근에 의료용 임플란트 소재로써 고분자 표면의 낮은 생체적합성을 향상시키고자 하는 연구가 활발하게 진행되고 있다. 대표적인 생체고분자 표면처리 방법으로 그라프트 중합, 플라즈마 처리, 생체활성 물질 코팅 등 다양한 물리, 화학적 방법들이 보고되어 있다.
구체적으로, 대한민국 특허등록공보 10-0782892호에서는 간세포의 점착과 기능을 증진시키기 위해 생분해성 폴리에스테르 PLGA 스캐폴드 표면에 갈락토오즈를 그라프트 중합시키는 방법이 개시되어 있으며, 미국등록특허 9,290,617호에는 생체 물질을 클릭형 화학반응을 통해 고분자 표면에 고정화시키는 방법에 관하여 개시되어 있다. 한편, 대한민국 특허등록공보 제10-1483846호에는 불활성 기체 플라즈마 처리를 통해 고분자 튜브 내부의 생체 활성을 증진시키는 방법이 개시되어 있고, 대한민국 특허등록공보 제10-0817327호에는 펄스 플라즈마 중합을 도입하여 고분자 필름의 표면에 아민계의 생체 물질을 얇게 중합하여 세포 접착성을 향상시킨 방법에 관하여 개시되어 있다.
그러나, 종래의 그라프트 중합 방식은 그 합성 공정이 매우 복잡하여 표면 특성을 미세하게 제어하기 어렵고 대량 생산이 어려운 단점이 있고, 플라즈마 처리의 경우, 그에 따라 생체적합성은 향상되나 플라즈마 처리로 인해 형성된 고분자 표면 라디칼의 지속기간이 짧아 그 효율이 낮은 문제점이 보고되었다. 체내 성분인 콜라겐이나 생리활성 분자 등을 표면에 고정화시키는 방식은 생체 구조와 유사한 표면 특성으로 인해 그 생체적합성이 뛰어나나 체내 생리학적 환경에서 그 구조 안정성이 낮아 쉽게 표면 성질을 잃게 되고 상대적으로 고가의 생리활성 분자를 사용함에 따라 비용적인 측면에서 부담이 발생한다는 한계가 있다.
본 발명자들은 표면 처리에 의해 생체적합성이 향상된 고분자 기반의 의료용 임플란트를 제공하기 위하여 예의 연구 노력한 결과, 선택적 플라즈마 에칭법에 의해 제조된 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속(bioactive metals)을 포함하는 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재가 현저히 향상된 생체적합성을 나타냄은 물론 견고한 물리적 결합력을 토대로 건조 상태는 물론 체내 이식된 상태와 유사한 습윤 상태에서 장시간 보관하여도 금속층의 탈리가 발생하지 않고 유지되는 우수한 구조적 안정성을 가짐을 확인하고 본 발명을 완성하였다.
본 발명의 제1양태는 고분자 기판; 및 상기 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속(bioactive metals)을 포함하는, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재를 제공한다.
본 발명의 제2양태는 미리 결정된 반응 조건에서 생체 활성 금속 타겟을 사용한 플라즈마 에칭을 수행하여 고분자 표면에 계면 없이 생체 활성 금속을 주입하는 단계로서, 불활성 기체 존재 하에 생체 활성 금속 타겟에 음전압을 인가함과 동시에 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 바이어스용 음전압을 인가하여, 생체 활성 금속 타겟과 고분자 기판 사이에 형성된 전위차에 의해 생체 활성 금속 양이온을 가속시키는 단계를 포함하는, 고분자 기판 및 이의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속(bioactive metals)을 포함하는 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재의 제조방법을 제공한다.
본 발명의 제3양태는 제1양태의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재로 된 의료용 임플란트를 제공한다.
이하, 본 발명을 보다 자세히 설명한다.
본 발명은 고분자 기판; 및 상기 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속(bioactive metals)을 포함하는, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재를 제공한다.
예컨대, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 선택적 플라즈마 에칭법에 의해 제조될 수 있다.
상기 "플라즈마"는 고체, 액체 및 기체 이외의 물질의 제4의 상태를 의미하는 것으로, 기체에 에너지를 가하면 분자 또는 원자가 전자를 잃거나 얻어서 이온화하고 전하를 띠는 입자를 포함하는 플라즈마가 된다. 즉, 상기 플라즈마는 하전된 입자 예컨대, 양이온, 및 음이온 또는 전자를 포함할 수 있다. 이러한 플라즈마는 레이저 또는 마이크로파 생성기 등에 의해 형성된 강한 전자기장 등에 의해 발생할 수 있다. 또는 기체에 전기장을 가하여 발생시킬 수 있다. "플라즈마 에칭"은 적절한 기체 플라즈마의 빠른 흐름에 의해 수행되는 것으로, 플라즈마원(plasma source)은 이온 또는 중성의 원자 또는 라디칼일 수 있다.
본 발명의 선택적 플라즈마 에칭법에 의해 나노구조물이 고분자 기재 표면에 형성되는 원리를 보다 자세히 설명하면 다음과 같다. 상기 선택적 플라즈마 에칭법은 원자량이 높은 이온입자나 플라즈마를 어떠한 물질에 강하게 충돌시켰을 때, 그 물질의 원자가 튀어나오는 현상을 이용하는 에칭방법으로, 상기 선택적 플라즈마 에칭법에서는 생체 활성 금속(예컨대, Ta)을 타겟으로 사용하여 플라즈마 형성을 통해 원자량이 높은 이온입자를 생성하게 되며, 또한 고분자 기재 표면에서 강한 이온 충돌을 유도할 수 있도록 고분자 기판을 위치시킨 고정판에는 생체 활성 금속 타겟에 인가되는 것보다 높은 음전압을 인가하게 된다. 상기의 조건에서 생체 활성 금속 타겟에 적절한 음전압을 인가하면, 챔버에 소정의 압력을 유지하도록 채워진 불활성 기체(예컨대, Ar)는 이온화하여 양이온(예컨대, Ar+)이 되고, 플라즈마를 형성하면서 음전위를 유지하는 생체 활성 금속 타겟과 충돌하여 상기 충격에 의해 생체 활성 금속 원자와 양이온들(예컨대, Ta3+, Ta4+)이 방출되게 된다.
동시에 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 상기 생체 활성 금속 예컨대, 탄탈룸 타겟에 인가한 전압보다 큰 음전압 예컨대, 400V 이상의 높은 음전압을 인가하면, 탄탈룸 타겟과 고분자 기판이 위치한 고정판 사이에 높은 전위차가 형성되고, 방출된 생체 활성 금속 이온들이 고분자 기재 표면으로 강하게 가속되면서 강한 충돌을 일으키게 된다. 이때, 중성의 생체 활성 금속 원자는 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 가해진 음전압에 무관하게 자유 확산하여 고분자 기재의 표면에 증착되나, 생체 활성 금속의 양이온은 전술한 바와 같이 큰 전위차로 인해 가속되면서 고분자 표면과의 충돌 에너지가 높아진다. 따라서, 탄탈룸 타겟과 고정판 사이에 형성된 전위차에 따라 타겟 금속 양이온의 충돌 에너지가 조절되며, 일정 수준 이상의 에너지를 가진 생체 활성 금속 양이온들은 고분자 표면을 통해 수십 나노 미터 깊이로 주입될 수 있다.
예컨대, 상기 고분자의 비제한적인 예는 폴리락트산(polylactic acid; PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid; PGA), 폴리카프로락톤(poly(ε-caprolactone); PCL), 폴리에틸렌 아디페이트(poly(thylene adipate); PEA), 폴리트리메틸렌 아디페이트(poly(trimethylene adipate); PTMA), 폴리부틸렌 아디페이트(poly(butylene adipate); PBA), 폴리트리메틸카보네이트 (polytrimethylcarbonate; PTMC), 폴리에테르에테르케톤(polyetheretherketone; PEEK), 폴리에틸렌글리콜(polyethylene glycol; PEG), 콜라겐(collagen), 키토산(chitosan), 알긴산(alginic acid), 히알루론산(hyaluronic acid), 폴리비닐피롤리돈(polyvinylpyrrolidone; PVP), 폴리에틸렌테레프탈레이트(polyethylene terephthalate; PET), 폴리염화비닐(polyvinyl chloride; PVC), 폴리에틸렌(polyethylene), 폴리스티렌(polystyrene), 폴리아미드(polyamide), 라텍스(latex), 셀룰로오스(cellulose), 천연 고무(natural rubber), 실리콘 고무(silicon rubber), 실리콘 중합체(polymeric silicon), 폴리프로필렌(polypropylene), 폴리에스테르(polyester), 폴리테트라플루오로에틸렌(polytetrafluoroethylene; PTFE)·폴리우레탄(polyurethane), 폴리메틸 메타크릴산(polymethyl methacrylic acid; PMMA), 폴리히드록시에틸메타크릴레이트(polyhydroxyethylmethacrylate; PHEMA), 나일론(nylon), 폴리아미노산(인공 피부), 폴리아크릴로니트릴(polyacrylonitrile; PAN), 무수물 중합체(polyanhydrides), 폴리오르소에스테르(polyorthoesters), 고밀도 폴리에틸렌(high density polyethylene; HDPE) 및 이들의 공중합체로 구성된 군으로부터 선택되는 분해성 또는 비분해성 생체적합성 고분자(biocompatible polymers) 또는 의료용 고분자(biomedical polymers)를 포함할 수 있다.
한편, 생체 활성 금속은 플라즈마 발생시 형성되는 이온이 상대적으로 비중이 낮은 고분자 기재의 표면을 에칭시켜 표면에서 형상변화를 일으키는 동시에 함께 형성되는 원자는 표면에 증착되어 잔류함으로써 표면의 화학적 조성을 변화시킬 수 있는 물질일 수 있다. 상기 생체 활성 금속의 비제한적인 예는 탄탈룸(tantalum; Ta), 니오븀, 텅스텐, 레늄, 오스뮴, 이리듐, 백금 및 금을 포함한다. 바람직하게, 상기 생체 활성 금속은 탄탈룸일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 상기 탄탈룸은 매우 항부식성 및 내마모성이 높은 소재이므로 그 자체로 또는 합금의 형태로 전지 및 전자소자 등의 내부식성 재료 및 체내 삽입을 위한 임플란트 등으로 또는 이들의 코팅에 다양하게 사용되는 물질이다.
본 발명의 계면 없이 주입된 생체 활성 금속을 포함하는 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재에 있어서, 생체 활성 금속은 고분자 표면으로부터 100 ㎚ 이하의 깊이까지, 예컨대, 1 내지 100 ㎚ 깊이로 주입될 수 있다.
또한, 본 발명의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 고분자 표면으로부터 10 ㎚ 이내에 평균 20 내지 70 원자%의 높은 함량(농도)으로 생체 활성 금속을 함유할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 예컨대, 표면의 금속 함량이 20 원자% 미만인 경우에는 원하는 수준의 생체적합성 향상 효과를 달성하기 어려울 수 있으며, 70 원자% 초과인 경우에는 금속 이온층 자체의 내부 응력(internal stress)가 지나치게 높아져 계면이 불안정해지면서 오히려 구조적 안정성을 저하할 수 있다.
전술한 바와 같이, 본 발명의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 계면 없이 주입된 생체 활성 금속을 포함하는 것이 특징이며, 이러한 특성상 고분자 표면으로부터 깊이에 따라 생체 활성 금속의 함량이 감소하는 경향의 패턴을 나타낼 수 있다.
또한, 본 발명의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속을 포함하는 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 미리 결정된 반응 조건에서 생체 활성 금속 타겟을 사용한 플라즈마 에칭을 수행하여 고분자 표면에 계면 없이 생체 활성 금속을 주입하는 단계로서, 불활성 기체 존재 하에 생체 활성 금속 타겟에 음전압을 인가함과 동시에 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 바이어스용 음전압을 인가하여, 생체 활성 금속 타겟과 고분자 기판 사이에 형성된 전위차에 의해 생체 활성 금속 양이온을 가속시키는 단계를 통해 제조할 수 있다.
본 발명에 따른 방법으로 제조된 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 그 표면에 5 내지 20 ㎚ 편차의 표면 조도를 갖는 불규칙적인 요철 형태로 형성된 생체 활성 금속을 함유하는 나노구조물을 포함할 수 있다. 상기 나노구조물에 의해 제공되는 거친 표면은 추후 언급될 세포 부착성 향상에 유리하게 작용할 수 있다.
본 발명에 따른 방법에 있어서, 선택적 플라즈마 에칭에 의한 금속 이온의 주입을 위하여, 생체 활성 금속 타겟에는 해당 금속 타겟으로부터 생체 활성 금속 원자 또는 이온을 발생시킬 수 있는 전압, 예컨대, 탄탈룸을 타겟으로 하는 경우 10 내지 300 V 범위의 음전압을 인가하는 것이 바람직하나, 이에 제한되는 것은 아니며, 이는 사용하는 생체 활성 금속의 종류 및 이온 발생 가능성을 고려하여 선택할 수 있다.
나아가, 상기 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 인가되는 바이어스용 음전압은 생체 활성 금속 타겟에 인가되는 음전압 보다 큰 음전압, 예컨대, 500 내지 2400 V 범위의 음전압을 인가할 수 있다.
이와 같이 상기 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 바이어스용 음전압, 즉, 생체 활성 금속에 인가되는 전압보다 높은 음전압을 인가함으로써, 생체 활성 금속 타겟으로부터 발생하는 생체 활성 금속 양이온을 고분자 기판을 향해 가속시켜 고분자 표면으로의 금속 이온 주입을 유도할 수 있다.
예컨대, 본 발명의 제조방법은 생체 활성 금속 타겟 및 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 각각 연결된 직류 전원공급장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링(DC magnetron sputtering) 장치를 이용하여 수행할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.
바람직하게, 상기 플라즈마 에칭은 내부에 서로 이격되어 위치한 생체 활성 금속 타겟 및 고분자 기재를 포함하는 진공 챔버; 및 상기 생체 활성 금속 타겟 및 고분자 기재에 각각 연결된 직류 전원공급장치;를 구비한 스퍼터를 기반으로 하는 장치를 이용하여 수행할 수 있다. 바람직하게는 서로 마주보도록 이격하여 위치한 생체 활성 금속 타겟 및 고분자 기재에 각각 음전압을 인가하되 고분자 기재에 생체 활성 금속 타겟에 비해 보다 큰 음전압을 적용하여 전압구배에 의해 생성된 생체 활성 금속 이온 및 원자가 고분자 기재를 향하여 가속되도록 할 수 있다.
상기 진공 챔버에는 상기 플라즈마 공정에 요구되는 소정의 압력을 제공하기 위하여 불활성 기체를 주입하여 소정의 압력을 유지하도록 할 수 있다. 상기 불활성 기체로는 아르곤 기체를 사용할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 상기 압력은 0.5×10-2 내지 5×10-2 torr일 수 있으나, 이에 제한되지 않으며, 당업자에 의해 적절히 선택될 수 있다.
상기 본 발명의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재는 의료용 임플란트의 소재로 사용될 수 있다.
본 발명의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재를 사용하여 제조할 수 있는 의료용 임플란트는 골 대체용 이식재, 뼈 고정판, 나사, 또는 혈관 스텐트 등일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.
본 발명에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의해 제조된 표면에 계면없이 생체 활성 금속 이온이 주입된 고분자 기재는 생체적합성이 현저히 향상되었을 뿐만 아니라, 금속과 고분자의 계면에서의 증가된 물리적 결합력을 토대로 기존의 증착 방법에 의해 도입된 코팅층이 쉽게 박리되는 것과 달리 건조 상태는 물론 습윤 상태에서 장기간 노출되어도 금속이 벗겨지거나 하지 않으므로 증가된 생체적합성을 장기간 유지할 수 있어 체내에 삽입을 목적으로 하는 의료용 임플란트 소재로 유용하게 사용될 수 있다. 뿐만 아니라, 상기 선택적 플라즈마 에칭법은 기존의 금속 증착에 사용되는 직류 마그네트론 스퍼터링 장치를 이용하여 수분 이내의 짧은 시간에 수행할 수 있어 비교적 간단한 공정으로 짧은 시간 이내에 낮은 비용으로 수행될 수 있어 대량 생산에 적합하다.
도 1은 본 발명에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산(polylactic acid; PLA) 기판 및 이의 제조방법을 모식적으로 나타낸 도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)의 표면을 관찰한 주사전자현미경 이미지를 나타낸 도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)의 표면을 관찰한 주사전자현미경 이미지를 나타낸 도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1)의 단면을 TEM으로 측정한 이미지 및 EDS-선형 분석(EDS-line analysis)을 통해 산출한 깊이에 따른 화학 조성 분포도를 나타낸 도이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)에 대한 X-선 광전자분광법(X-ray photoelectron spectroscopy; XPS) 측정 결과를 나타낸 도이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)의 물접촉각 및 실시예 1의 대기 노출 시간 경과에 따른 물접촉각 변화를 나타낸 도이다.
도 7은 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)에 대해 접착시험(tape peel test) 후 측정한 SEM 이미지 및 EDS-선형 분석 결과를 나타낸 도이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2)을 (a) 식염수에 담그기 전과 이후 일주일 간 육안으로 관찰한 표면 형태 및 (b) 일주일 간 담근 후 회수한 시편의 SEM 이미지 및 EDS 분석 결과를 나타낸 도이다.
도 9는 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2) 상에서 배양한 조골 세포의 부착 형태를 공초점 현미경(confocal microscope)으로 관찰한 배율별 이미지를 나타낸 도이다.
도 10은 본 발명의 일 실시예에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 생체 활성 금속인 탄탈룸 이온이 표면에 주입된 고분자 폴리락트산 기판(실시예 1), 비처리 폴리락트산 성형체(비교예 1) 및 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산 기판(비교예 2) 상에서 3일 및 6일간 배양한 조골 세포의 증식 정도를 MTS 어세이로 분석한 결과를 나타낸 도이다.
이하, 실시예를 통하여 본 발명의 구성 및 효과를 더욱 상세히 설명하고자 한다. 이들 실시예는 오로지 본 발명을 예시하기 위한 것일 뿐, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 한정되는 것은 아니다.
제조예 1: 폴리락트산 성형체의 제조
폴리락트산(polylactic acid; PLA) 분말을 스테인레스스틸 소재의 주형 몰드에 주입하고, 180℃에서 200 MPa 압력을 유지하면서 성형한 후, 주형 몰드로부터 분리하여 가공을 통한 폴리락트산 성형체를 수득하였다.
실시예 1: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산의 제조
상기 제조예 1에 따라 준비한 폴리락트산 성형체의 표면에 선택적 플라즈마 에칭법을 이용하여 생체 활성 금속 탄탈룸 이온을 주입하기 위하여, 상기 성형체 및 탄탈룸 타겟을 진공챔버 내에 이격시켜 위치시킨 후, 챔버 내에 플라즈마가 형성될 수 있도록 스퍼터링 기체로서 아르곤 가스를 유입시켜 약 10-2 torr 수준의 진공도를 형성하였다. 이후, 탄탈룸 타겟에만 전압을 인가하여 진공챔버 내부에 플라즈마를 형성하는 동시에 상기 성형체가 부착된 기판에는 2000 V의 직류 음전압을 인가하여 플라즈마 내부에 형성된 탄탈룸 양이온들이 폴리락트산 성형체를 향해 가속되도록 하였다. 이에 따라 높은 음전압으로 가속화된 탄탈룸 양이온이 폴리락트산 표면에 충돌하여 주입되므로 최종적으로 탄탈룸 이온으로 금속화된 표면을 갖는 폴리락트산을 수득하였다. 이때, 탄탈룸 타겟에 인가한 전압은 350 V 이하였으며, 이온 주입은 총 1분 이내로 완료하였다.
비교예 1: 비처리 폴리락트산 시편의 준비
아무런 처리하지 않은 상기 제조예 1에 따라 준비한 폴리락트산 성형체를 비교예 1의 시편으로 사용하였다.
비교예 2: 표면에 탄탈룸이 증착된 폴리락트산의 제조
상기 제조예 1에 따라 준비한 폴리락트산 성형체의 표면에 종래 방식으로 탄탈룸을 증착하기 위하여, 성형체에 전압을 인가하지 않은 채 탄탈룸 타겟에만 전압을 인가하는 것을 제외하고는 상기 실시예 1에서와 유사한 방법으로 플라즈마 내부에 형성된 탄탈룸 중성자 및 이온이 폴리락트산 성형체 표면에 증착되도록 하였다. 이때, 탄탈룸 타겟에 인가한 전압은 350 V 이하였으며, 총 5분 이내로 증착을 완료하였다.
실험예 1: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산의 표면 구조 확인
선택적 플라즈마 에칭에 의한 금속 이온 주입에 따른 표면 구조 변화를 확인하기 위하여, 상기 실시예 1과 비교예 1 및 2에 따라 준비된 시편의 표면을 전계주사전자현미경(field emission-scanning electron microscope; FE-SEM)으로 관찰하고, 그 결과를 도 2에 나타내었다. 도 2에 나타난 바와 같이, 비교예 1의 비처리 폴리락트산 성형체의 매끈한 표면은 비교예 2의 탄탈룸 증착 및 실시예 1의 선택적 플라즈마 에칭에 의한 금속화 처리에 의해 성형체 표면에 나노수준의 구조물이 형성되었다.
또한, 표면에 형성된 구조물을 보다 구체적으로 관찰하기 위하여, 이들 시편에 대해 원자력현미경(atomic force microscope; AFM)으로 표면 조도(surface roughness)를 측정하고, 그 결과를 도 3에 나타내었다. 도 3에 나타난 바와 같이, 비처리 폴리락트산 표면에 대해서는 표면 조도의 산술편차, Ra 값이 1 ㎚ 미만으로 나타났으나, 이는 탄탈룸 증착 후 및 선택적 플라즈마 에칭에 의한 표면 금속화 후 각각 6 ㎚ 및 13.8 ㎚로 증가하였다. 이는 선택적 플라즈마 에칭에 의해 폴리락트산 표면에 미세구조가 형성되었음을 나타내는 것이다.
실험예 2: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산 표면의 단면 구조 및 조성 분포 확인
선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입에 의해 형성된 금속층의 미세 구조와 깊이에 따른 금속 함량을 확인하고자 단면을 투과전자현미경(transmission electron microscope; TEM) 및 에너지 분광 선형 분석(EDS-line analysis)을 실시하였다. TEM으로 측정한 단면 이미지와 EDS-선형 분석을 통해 산출한 깊이에 따른 화학 조성 분포도를 도 4에 나타내었다. 도 4(a)에 나타난 바와 같이, 폴리락트산 기재의 표면으로부터 20 ㎚ 내외로 균일하게 형성된 탄탈룸 이온 주입층이 존재함을 확인하였다. 또한, 도 4(b)에 나타난 바와 같이, 금속화된 기재에서 탄탈룸의 농도는 최외각 표면에서 약 40 원자%의 함량으로 검출되었으며, 그 함량(농도)은 깊이가 증가함에 따라 점차 감소하여 20 ㎚ 정도에서 약 10 원자%로 나타났으며, 그 이후로도 점차 감소하였다.
실험예 3: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산 표면의 화학구조물 동정
상기 실험예 1 및 2에서 확인된 선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입에 의해 표면에 형성된 구조물을 구성하는 화학종을 동정하기 위하여, X-선 광전자분광법(X-ray photoelectron spectroscopy; XPS)으로 표면 원자의 화학결합 상태 및 조성을 확인하고, 그 결과를 도 5에 나타내었다. 2종의 비교예 시편에 대해서도 동일한 분석을 수행하여 비교 분석하였다. 도 5에 나타난 바와 같이, 비처리 폴리락트산인 비교예 1은 탄소 및 산소를 제외한 어떠한 원자도 검출되지 않았으나, 탄탈룸을 증착시킨 비교예 2 및 선택적 플라즈마 에칭에 의해 탄탈룸 이온을 주입한 실시예 1의 시편 표면에서는 탄탈룸 원자가 추가적으로 검출되었다. 특히, Ta 4f 구간을 보다 정밀히 분석한 결과, Ta5+ 이온 함량이 높았으며, 이는 선택적 플라즈마 에칭에 의해 폴리락트산 표면에 안정한 탄탈룸 산화층(Ta2O5)이 형성되었음을 나타내는 것이다.
실험예 4: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산 표면의 친수성 확인
선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입에 의한 표면 금속화에 따른 표면 특성 변화를 확인하기 위하여, 대표적인 표면 특성인 친수성을 확인하였다. 구체적으로, 비교예 1 및 2와 실시예 1의 시료의 탄탈룸 도입면에 대해 물접촉각을 측정하고, 그 결과를 도 6(a)에 나타내었다. 나아가, 시간의 경과에 따라 증가된 친수성에 변화가 나타나는지, 즉, 증가된 친수성의 지속성을 확인하기 위하여, 실시예 1의 시료에 대해 일주일 경과 후까지 소정의 시점에서 물접촉각을 재차 측정하고, 그 결과를 도 6(b)에 나타내었다. 도 6(a)에 나타난 바와 같이, 비처리된 폴리락트산인 비교예 1에서의 물 접촉각은 약 90°로 높았으나, 탄탈룸 증착된 비교예 2 및 선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입된 실시예 1에서는 물 접촉각이 각각 50% 및 45% 정도로 감소하였으며, 소수성이던 폴리락트산 표면에 이는 탄탈룸의 도입에 의해 친수성을 부여할 수 있음을 나타내는 것이다. 나아가, 도 6(b)에 나타난 바와 같이, 본 발명에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입에 의해 표면에 친수성이 부여된 기재는 대기 중에서 일주일까지 노출되어도 초기의 물접촉각을 유지하였으며, 이는 선택적 플라즈마 에칭에 의한 탄탈룸 이온의 주입에 의한 표면 금속화가 손상되거나 박리되지 않고 장기간 유지되는 내구성 있는 표면 처리 방법임을 나타내는 것이다.
실험예 5: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산 표면의 물리·화학적 구조 안정성 평가
탄탈룸 증착 및 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온이 주입된 폴리락트산 표면의 건조 상태에서의 구조적 안정성을 확인하고자, 접착시험(tape peel test)을 실시한 후, 각 시편의 표면 손상 정도를 확인하기 위한 SEM 및 EDS-선형 분석을 수행하고, 그 결과를 도 7에 나타내었다. 도 7에 나타난 바와 같이, 탄탈룸을 단순 증착시킨 비교예 2의 시편은 접착테이프를 이용한 접착시험에 의해, 육안으로도 관찰할 수 있을 정도로, 탄탈룸 코팅층이 고분자 계면으로부터 용이하게 박리되어 해당 부분에서는 더 이상 탄탈룸이 검출되지 않는 것으로 확인되었다. 반면, 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온을 주입하여 금속화한 실시예 1의 시편은 접착시험 후에도, 표면에서 형태적으로나 화학성분적으로나 어떠한 변화도 나타내지 않고, 이전의 상태를 유지하였다. 이는 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온을 주입함으로써 계면 없이 고분자 표면에 금속층을 형성함으로써 이들 간에 강력한 물리적 결합력을 토대로 월등히 우수한 구조적 안정성을 가짐을 나타내는 것이다.
나아가, 습윤 상태에서의 구조적 안정성을 확인하고자, 비교예 2 및 실시예 1의 시편을 식염수에 일정 기간 담근 후, 담지 기간에 따라, 구체적으로, 1일, 3일 및 7일에 표면 형태를 관찰하고, 그 결과를 도 8(a)에 나타내었다. 도 8(a)에 나타난 바와 같이, 탄탈룸을 단순 증착시킨 비교예 2의 시편은 식염수에 담근지, 즉, 표면을 습윤 상태에 노출시킨 지 1일 후로부터 탄탈룸 코팅층의 박리가 육안으로 관찰되기 시작하였으며, 그 정도는 기간이 경과함에 따라 증가하여, 7일 차에는 표면적의 절반 이상에서 코팅층이 박리됨을 확인하였다. 이는 단순 증착에 의해 형성된 탄탈룸 코팅층은 고분자 계면과의 결합력이 약하여 습윤 상태에 노출시 자연스러운 박리 및 훼손이 발생함을 나타내는 것이다. 반면, 실시예 1의 시편의 경우, 담지 기간이 7일까지 경과되어도 육안상으로 드러나는 표면의 어떠한 변화도 관찰되지 않았다.
이에, 습윤 상태에서 노출에 따른 표면에서 탄탈룸 코팅층의 변화를 보다 명확히 확인하기 위하여, 식염수에 7일간 담지한 시편을 회수하여 SEM과 EDS 분석하여 잔류하는 탄탈룸의 양을 확인하였다. 그 결과는 도 8(b)에 나타내었다. 그 결과, 비교예 2의 SEM 상 코팅층의 박리가 확인된 부분(빨간 테두리 이내)에서의 EDS 분석 결과는 탄탈룸이 전혀 검출되지 않는 것으로 나타났다. 반면, 선택적 플라즈마 에칭에 의해 탄탈룸 이온이 주입된 기재 표면에서는 육안에서 관찰한 것과 마찬가지로 SEM 이미지에서도 금속층의 박리가 관찰되지 않았으며, 이에 선택된 임의의 부분(빨간 테두리 이내)에서 EDS 분석을 실시한 결과, 해당 시편에서는 여전히 상당량의 탄탈룸이 검출됨을 확인하였다. 이는 본 발명에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의해 탄탈룸 이온 주입에 의해 금속화된 기재는 습윤 상태에서도 높은 구조적 안정성을 유지함을 나타내는 것이다. 이와 같은 습윤 상태에서의 높은 구조적 안정성은 체내에 이식되는 의료용 임플란트 등의 소재에 기본적으로 요구되는 특성이다.
종합적으로, 전술한 건조 및 습윤 상태에서의 안정성 실험 결과는 본 발명에 따른 선택적 플라즈마 에칭에 의해 탄탈룸 이온 주입에 의해 금속화된 고분자 기재가 체내 이식을 위한 소재로 적합한 물리·화학적 안정성을 갖추고 있음을 나타내는 것이다.
실험예 6: 선택적 플라즈마 에칭에 의해 표면에 탄탈룸 이온 주입된 폴리락트산 표면의 생체적합성 평가
고분자 기재 상에 생체 활성 금속층의 도입 여부 및 도입 방법에 따른 폴리락트산 표면의 생체적합성 변화를 확인하기 위하여, 비교예 1 및 2와 실시예 1의 시편 상에 조골세포를 분주하여 공지의 방법으로 배양하고, 기재 상에서 상기 세포의 부착 형태, 부착 정도 및 증식 정도를 공초점 현미경(confocal microscope)과 MTS 어세이로 확인하였다. 구체적으로, 마우스 조골세포 세포주(mouse osteoblastic cell line)인 MC3T3-E1(ATCC CRL-2593)을 각각의 시편 상에 분주하여 24시간 동안 배양한 후, 세포의 부착 형태와 정도를 관찰하고, 그 결과를 도 9에 나타내었다. 나아가, 배양 후 3일과 6일에 각각 MTS 어세이를 수행하여, 각 표면에서의 세포 증식을 확인하고, 그 결과를 도 10에 나타내었다.
도 9에 나타난 바와 같이, 탄탈룸 코팅층을 불포함하는 비교예 1에 비해, 표면에 탄탈룸을 포함하는 비교예 2 및 실시예 1에서 세포의 부착이 현저히 증가하였으며, 이들 부착된 세포는 보다 넓게 부착하였으며, 세포 골격을 이루는 미세섬유(actin filament)가 보다 뚜렷이 나타났다. 다만, 24시간 이내의 초기 배양에서는 탄탈룸 코팅층의 도입 방법에 의한 차이는 명확히 나타나지는 않았다.
한편, 배양 기간에 따른 증식률을 나타낸 도 10의 결과를 참조하면, 배양 초기인 3일차에는, 상기 세포 부착 실험 결과와 유사하게, 비교예 1에 비해 비교예 2 및 실시예 1에서 50% 가량 증가된 세포생존율을 나타내었어며, 2개 군 간의 차이는 미미하였다. 반면, 배양 기간이 증가된 6일 차에는 비교예 1 및 실시예 2에서, 특히 실시예 2에서 각각의 3일차에 비해 세포생존율이 현저히 증가하였으나, 비교예 2에서의 증가율은 낮았는데, 이는 실험예 5에서 확인한 습윤 상태에서의 구조적 안정성과 무관하지 않았다.

Claims (10)

  1. 고분자 기판; 및 상기 고분자 기판의 표면에 계면 없이 주입된 생체 활성 금속(bioactive metals)을 포함하는, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재로서,
    선택적 플라즈마 에칭법을 이용하여 불활성 기체 존재하에 생체 활성 금속 타겟에 음전압을 인가함과 동시에 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 바이어스용 음전압을 인가하여, 생체 활성 금속 타겟과 고분자 기판 사이에 형성된 전위차에 의해 생체 활성 금속 양이온을 가속시킴으로써, 상기 생체 활성 금속은 고분자 기판의 표면 상에 계면 없이 코팅되고, 상기 고분자 기재 표면으로부터 100 ㎚ 깊이까지 주입되고, 상기 고분자 기재 표면으로부터 10 ㎚ 이내에 함유된 생체 활성 금속의 함량은 평균 20 내지 70 원자%이고,
    고분자 기재 표면 상에 상기 주입된 생체 활성 금속을 함유하는 5 내지 20 ㎚ 편차의 표면 조도를 갖는 불규칙적인 요철 형태의 나노구조물이 형성되어 있으며,
    상기 고분자는 폴리락트산(polylactic acid; PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid; PGA), 폴리카프로락톤(poly(ε-caprolactone); PCL), 폴리에틸렌 아디페이트(poly(thylene adipate); PEA), 폴리트리메틸렌 아디페이트(poly(trimethylene adipate); PTMA), 폴리부틸렌 아디페이트(poly(butylene adipate); PBA), 폴리트리메틸카보네이트 (polytrimethylcarbonate; PTMC), 폴리에테르에테르케톤(polyetheretherketone; PEEK), 폴리에틸렌글리콜(polyethylene glycol; PEG), 콜라겐(collagen), 키토산(chitosan), 알긴산(alginic acid), 히알루론산(hyaluronic acid), 폴리비닐피롤리돈(polyvinylpyrrolidone; PVP), 폴리에틸렌테레프탈레이트(polyethylene terephthalate; PET), 폴리염화비닐(polyvinyl chloride; PVC), 폴리에틸렌(polyethylene), 폴리스티렌(polystyrene), 폴리아미드(polyamide), 라텍스(latex), 셀룰로오스(cellulose), 천연 고무(natural rubber), 실리콘 고무(silicon rubber), 실리콘 중합체(polymeric silicon), 폴리프로필렌(polypropylene), 폴리에스테르(polyester), 폴리테트라플루오로에틸렌(polytetrafluoroethylene; PTFE)·폴리우레탄(polyurethane), 폴리메틸 메타크릴산(polymethyl methacrylic acid; PMMA), 폴리히드록시에틸메타크릴레이트(polyhydroxyethylmethacrylate; PHEMA), 나일론(nylon), 폴리아미노산(인공 피부), 폴리아크릴로니트릴(polyacrylonitrile; PAN), 무수물 중합체(polyanhydrides), 폴리오르소에스테르(polyorthoesters), 고밀도 폴리에틸렌(high density polyethylene; HDPE) 및 이들의 공중합체로 구성된 군으로부터 선택되는 분해성 또는 비분해성 생체적합성 고분자(biocompatible polymers) 또는 의료용 고분자(biomedical polymers)이고,
    상기 생체 활성 금속은 탄탈룸, 니오븀, 텅스텐, 레늄, 오스뮴, 이리듐, 백금 또는 금인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 고분자는 폴리락트산(polylactic acid; PLA)인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 생체 활성 금속은 탄탈룸인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 생체 활성 금속은 고분자 기재 표면으로부터 1 ㎚ 내지 100 ㎚의 깊이까지 주입된 것인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재.
  5. 제1항에 있어서,
    고분자 기재 표면으로부터 깊이에 따라 생체 활성 금속의 함량이 감소하는 경향의 패턴을 나타내는 것인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재.
  6. 미리 결정된 반응 조건에서 생체 활성 금속 타겟을 사용한 플라즈마 에칭을 수행하여 고분자 표면에 계면 없이 생체 활성 금속을 주입하는 단계로서, 불활성 기체 존재 하에 생체 활성 금속 타겟에 음전압을 인가함과 동시에 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 바이어스용 음전압을 인가하여, 생체 활성 금속 타겟과 고분자 기판 사이에 형성된 전위차에 의해 생체 활성 금속 양이온을 가속시키는 것을 특징으로 하는 단계를 포함하는 제1항에 따른 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재의 제조방법으로서,
    상기 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 인가되는 바이어스용 음전압은 생체 활성 금속 타겟에 인가되는 음전압 보다 큰 것이 특징인, 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재의 제조방법.
  7. 제6항에 있어서,
    상기 생체 활성 금속 타겟에는 해당 금속 타겟으로부터 생체 활성 금속 원자 또는 이온을 발생시킬 수 있는 전압을 인가하는 것인, 제조방법.
  8. 제6항에 있어서,
    상기 플라즈마 에칭은 생체 활성 금속 타겟 및 고분자 기판을 위치시킨 고정판에 각각 연결된 직류 전원공급장치를 구비한 마그네트론 스퍼터링(DC magnetron sputtering) 장치를 이용하여 수행되는 것인, 제조방법.
  9. 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항의 금속화된 표면을 갖는 고분자 기재로 제조된 의료용 임플란트.
  10. 제9항에 있어서,
    골 대체용 이식재, 뼈 고정판, 나사, 또는 혈관 스텐트인 것인, 의료용 임플란트.
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