KR101485296B1 - A biodegradable implants and a manufacture method thereof - Google Patents

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Abstract

본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 있어서, 상기 마그네슘은 불순물로 망간(Mn)과; 철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, 상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a biodegradable implant comprising magnesium, wherein the magnesium has manganese (Mn) as an impurity; And a mixture of iron (Fe), nickel (Ni) and iron (Fe) and nickel (Ni), wherein the content of the impurity is more than 0 and 1 part by weight Manganese (Mn) of more than 0 and not more than 5, which is selected from the group consisting of a mixture of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel To an implant and a method of manufacturing the same.

Description

생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법{A BIODEGRADABLE IMPLANTS AND A MANUFACTURE METHOD THEREOF}[0001] BIODEGRADABLE IMPLANTS AND MANUFACTURE METHOD THEREOF [0002]

본 발명은 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는, 생체분해속도가 용이하게 제어될 수 있고, 강도 및 골조직과의 계면력이 우수하며, 골형성 속도를 향상시키고, 내식성과 기계적 물성이 동시에 향상되는 생체분해성 임플란트 및 이의 제조방법에 관한 것이다.More particularly, the present invention relates to a biodegradable implant and a method of manufacturing the same. More particularly, the present invention relates to a biodegradable implant and a method of manufacturing the same, To a biodegradable implant having improved mechanical properties at the same time, and a method for producing the same.

의료적 치료를 목적으로 사용되는 임플란트의 대표적 재료로는 금속, 세라믹 및 고분자 등이 있다. 이중에서 금속성 임플란트는 기계적 성질 및 가공성이 우수하다. 하지만 금속성 임플란트는 응력차폐현상(stress shielding), 이미지 왜곡(image degradation) 및 임플란트 이동(implant migration) 등의 단점이 있다. 또한, 세라믹성 임플란트는 다른 임플란트에 비하여 생체적합성이 상대적으로 우수하다. 하지만 세라믹성 임플란트는 외부 충격에 쉽게 파손되며, 가공이 어려운 단점이 있다. 또한, 고분자 임플란트는 다른 임플란트 재료에 비하여 상대적으로 강도가 약한 단점이 있다.Typical materials of implants used for medical treatment include metals, ceramics and polymers. Among them, metallic implants have excellent mechanical properties and processability. However, metallic implants have drawbacks such as stress shielding, image degradation, and implant migration. In addition, ceramic implants are relatively better biocompatible than other implants. However, ceramic implants are easily damaged by external shocks and have a disadvantage that they are difficult to process. In addition, polymer implants have the disadvantage that they are relatively weaker in strength than other implant materials.

최근에는 인체 삽입 시 골조직 형성을 가속시키고, 영률을 낮춰 응력 차폐 현상을 방지한 다공성 임플란트가 개발되고 있다. 그러나, 이러한 다공성 임플란트는 기계적 강도가 낮아 외부 충격에 약한 단점이 있다. 또한, 인체 시술 후 소기의 목적을 달성한 후 임플란트를 제거하는 시술 과정이 필요 없는 생체분해성 임플란트에 대한 연구개발이 진행되었다. 이러한 생체분해성 재료의 의학적 적용은 1960년대 중반부터 폴리유산(polylactic acids, PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid, PGA), 또는 이들의 공중합체(copolymer)인 PLGA 등의 고분자를 위주로 이미 연구되기 시작하였다. 그러나, 생체분해성 고분자들은 낮은 기계적 강도, 분해 시의 산 발생 문제 및 생체분해속도 제어의 어려움 등으로 그 응용이 제한되어 있었다. 특히 생체분해성 고분자들은 기계적 강도가 낮은 고분자 특성으로 인하여 강한 하중을 받는 정형외과 분야나 치과 분야 임플란트에 적용하기는 힘들었다. 따라서, 생체분해성 고분자의 단점을 극복하기 위하여 몇 가지 생체분해성 재료가 연구되었다. 대표적인 것으로서는 트리-칼슘-포스페이트(tri-calcium phosphate, TCP)와 같은 세라믹이나, 생체분해성 고분자와 생체분해성 하이드록시에파타이트(hydroxyapatite, HA)의 복합재료 등이 있다. In recent years, porous implants have been developed which accelerate the formation of bone tissue and lower the Young's modulus when the human body is inserted, thereby preventing the stress shielding phenomenon. However, such a porous implant has a disadvantage in that it is weak against an external impact because of its low mechanical strength. In addition, research and development on biodegradable implants that do not require a procedure to remove the implants after achieving the desired purpose after the human body procedure have been carried out. Medical applications of these biodegradable materials have been studied since the mid-1960s mainly on polymers such as polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), or copolymers thereof, such as PLGA Respectively. However, biodegradable polymers have been limited in their application due to their low mechanical strength, acid generation during decomposition, and difficulty in controlling the rate of biodegradation. In particular, biodegradable polymers are difficult to apply to orthopedics or dental implants that are subjected to strong loads due to their low polymeric properties. Therefore, several biodegradable materials have been studied to overcome the disadvantages of biodegradable polymers. Typical examples are ceramics such as tri-calcium phosphate (TCP), and composite materials of biodegradable polymers and biodegradable hydroxyapatite (HA).

하지만, 이러한 재료의 기계적 특성이 생체분해성 고분자에 비해 두드러지게 달라진 것이 없었다. 특히 세라믹 재료의 취약한 내충격성은 생체재료로서 치명적인 단점으로 제기되었다. 또한, 생체분해 속도 제어가 어려워 실효성에 의문이 있다.However, the mechanical properties of these materials were not significantly different from those of biodegradable polymers. In particular, the weak impact resistance of ceramic materials has been presented as a fatal disadvantage as biomaterials. Further, since the biodegradation rate is difficult to control, the effectiveness is questionable.

한편, 생체분해성 임플란트는 인체 내에 적용될 때, 부하를 받는 부분이 발생되므로 고강도여야만 한다. 고강도화를 구현하기 위하여, 생체분해성 임플란트에 급속 냉각, 압출, 열처리 등 추가 공정을 수행하여 임플란트의 조직을 미세화하고 내부 잔류응력을 제어하는 것이 요구된다. 또한, 생체분해성 임플란트로 사용되는 금속의 합금 조성을 적절히 설계, 즉, 금속의 합금 조성을 변화시켜야 한다. 여기서, 합금 조성의 변화는 일반적으로 첨가원소량을 조절하여 수행되고, 합금에 포함되는 첨가원소량이 증가할수록 기계적 강도는 향상된다.Biodegradable implants, on the other hand, must be high strength as they are loaded into the body when applied to the body. In order to realize high strength, it is required to perform additional processes such as rapid cooling, extrusion, and heat treatment on the biodegradable implants to refine the texture of the implants and to control the internal residual stress. In addition, the alloy composition of the metal used as the biodegradable implant must be appropriately designed, i.e., the alloy composition of the metal must be changed. Here, the change of the alloy composition is generally performed by adjusting the amount of the additive element, and the mechanical strength is improved as the amount of the additive element contained in the alloy is increased.

하지만, 첨가원소량이 증가하면, 임플란트를 구성하는 금속이 조성의 불균질성 및 미세조직의 불균질성이 증가하여 부식속도를 증가시키는 갈바닉 서킷(Galvanic circuit)이 형성되기 쉬운 조건이 되어, 임플란트의 부식속도가 증가된다. 따라서, 강도가 높으면서 생체분해속도가 낮은 합금소재를 임플란트에 적용하기 어렵다.However, when the amount of the additive element increases, the metal constituting the implant becomes heterogeneous in composition and inhomogeneity of the microstructure, resulting in a condition in which a galvanic circuit for increasing the corrosion rate is likely to be formed, and the corrosion rate of the implant . Therefore, it is difficult to apply an alloy material having a high strength and a low rate of biodegradation to an implant.

전술한 종래기술의 문제점을 해결하고자, 본 발명의 목적은 생체분해속도를 제어할 수 있는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다. DISCLOSURE OF THE INVENTION In order to solve the problems of the prior art described above, it is an object of the present invention to provide a biodegradable implant that can control the rate of biodegradation.

또한, 본 발명의 목적은 기존 다공성 임플란트의 낮은 기계적 강도, 내충격성을 보완하는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다. It is also an object of the present invention to provide a biodegradable implant that complements the low mechanical strength and impact resistance of existing porous implants.

또한, 본 발명의 목적은 내식성 및 기계적 물성을 동시에 향상시킬 수 있는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다. It is also an object of the present invention to provide a biodegradable implant that can simultaneously improve corrosion resistance and mechanical properties.

또한, 본 발명의 목적은 골형성 속도를 향상시키며, 시술 후 일정 시간이 경과하면 기공을 충진하고 있는 생체분해성 금속 소재가 소멸되어 골조직으로 대체되는 생체분해성 임플란트를 제공하는 것이다.It is also an object of the present invention to provide a biodegradable implant that improves the rate of bone formation, and the biodegradable metal material filling the pores disappears after a lapse of a predetermined time and is replaced with a bone tissue.

상기 목적을 달성하기 위하여, In order to achieve the above object,

본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 있어서, The present invention relates to a biodegradable implant comprising magnesium,

상기 마그네슘은 불순물로 The magnesium is an impurity

망간(Mn)과; Manganese (Mn);

철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, (Fe), nickel (Ni), and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni)

상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.Wherein the content of the impurity is 0 to 1 part by weight based on 100 parts by weight of the magnesium, and the content of the impurity is 0 to 1 part by weight based on 100 parts by weight of the magnesium (Fe, Ni, Ni, } / Manganese (Mn) = 0 to 5 or less.

또한, 본 발명은 In addition,

a)불순물로 망간(Mn)과; a) manganese (Mn) as an impurity;

철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, (Fe), nickel (Ni), and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni)

상기 불순물의 함량이 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 1이하인 마그네슘을 제공하는 단계; 및 Wherein the content of the impurity is 0 to 1 part by weight based on 100 parts by weight of magnesium, and {one kind selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) / Manganese (Mn) = greater than 0 and less than or equal to 1; And

b)상기 마그네슘을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.and b) molding the magnesium. < IMAGE >

또한, 본 발명은 하기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 이하; X는 0 초과 10 중량% 이하; 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.Further, the present invention is represented by the following general formula (1), wherein Ca is more than 0 and not more than 23% by weight based on the total weight; X is more than 0 to 10% by weight; And Mg is a magnesium alloy including the balance.

<화학식 1>&Lt; Formula 1 >

Mg-Ca-XMg-Ca-X

상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.In Formula 1, X is Mn or Zn.

또한, 본 발명은 ⅰ) 상기 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및 ⅱ)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.The present invention also provides a method of manufacturing a magnesium alloy, comprising: i) providing the magnesium alloy; And ii) molding the magnesium alloy. &Lt; RTI ID = 0.0 &gt; [10] &lt; / RTI &gt;

또한, 본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용한 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다.The present invention also provides a method for producing a biodegradable implant characterized in that ultrasonic waves are applied to a biodegradable implant containing magnesium.

또한, 본 발명은 총 중량에 대하여, 망간 0 초과 1 중량%; 및 마그네슘을 포함하는 금속 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.The present invention also relates to a composition comprising, based on the total weight, greater than 0 wt% manganese; &Lt; / RTI &gt; and a balance of metal comprising magnesium. &Lt; Desc / Clms Page number 2 &gt;

또한, 본 발명은 총 중량에 대하여, 산화마그네슘(MgO) 0초과 90중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 잔량을 포함하는 생체분해성 임플란트를 제공한다.In addition, the present invention relates to a non-aqueous electrolyte secondary battery, which comprises, based on the total weight, 0 to 90% by weight of magnesium oxide (MgO); 0.0 &gt; and / or &lt; / RTI &gt; magnesium.

본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 생채 내에서 장기간 존재할 수 있는 이점이 있다. The biodegradable implant according to the present invention has an advantage that the decomposition rate can be controlled to be extremely low so that it can exist for a long time in a living body.

또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트가 다공성 구조체를 포함하는 경우, 기공을 통하는 혈관(blood vessel)이 형성되어 골형성 속도 향상되고, 영률 감소에 따른 응력 차폐 현상이 감소된다. In addition, when the biodegradable implant according to the present invention comprises a porous structure, a blood vessel through the pores is formed to improve the bone formation rate, and the stress shielding phenomenon due to the decrease of the Young's modulus is reduced.

또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 기계적 강도 및 내충격성을 개선할 수 있다. Further, the biodegradable implant according to the present invention can improve the mechanical strength and the impact resistance.

또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 내식성 및 기계적 물성이 동시에 향상되는 이점이 있다. In addition, the biodegradable implant according to the present invention has an advantage that the corrosion resistance and the mechanical properties are simultaneously improved.

따라서, 본 발명에 따른 임플란트는 골대체물 또는 골치료 등에의 응용에 적합하며, 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 등으로 사용할 수 있다.Accordingly, the implant according to the present invention is suitable for application to bone substitute, bone treatment, etc., and can be used for orthopedic surgery, dentistry, plastic surgery, or blood vessel.

도 1은 실시예1, 비교예1 및 비교예2의 침지시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 2은 압출전 실시예3, 실시예3 및 비교예4의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 그래프이다.
도 3은 압출후의 실시예3, 실시예3 및 비교예4의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 그래프이다.
도 4는 실시예3, 실시예3 및 비교예3의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 5는 실시예3 내지 실시예6의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 6은 실시예7 내지 실시예11, 비교예3 및 비교예5의 침시시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다.
도 7은 아연함량에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 8은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 표면을 나타낸 전자현미경 사진이다.
도 9는 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편을 EDS로 분석한 표면 사진이다.
도 10은 도 8 및 도 9에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편에 나타난 부식물을 제거한 사진이다.
도 11은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 단면도이다.
도 12는 도 11의 사진을 확대한 사진이다.
도 13은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 14는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편의 단면도이다.
도 15는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.
도 16은 2개의 실시예8의 임플란트 시편 중 하나에 초음파를 적용하고, 나머지 하는 초음파를 적용하지 않은 다음, 생체모사액에 침지시켜 시간에 따른 수소발생량을 측정한 그래프이다.
도 17은 초음파를 적용한 실시예8의 임플란트를 생체모사액에 침지시켜 시간에 따른 수소발샹량을 측정한 그래프이다.
도 18은 실시예12 내지 실시예13의 침시시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 18은 실시예14 압출전의 결정립 크기를 나타낸 사진이다.
도 19는 실시예14의 압출전후의 침시시간에 따른 수소발생량을 나타낸 그래프이다.
도 20은 비교예4를 쥐(rat)의 체내에 삽입했을 경우, 체내에 발상한 수소가스의 부풀음(swelling) 현상을 나타낸 사진이다.
도 21은 비교예4의 생체분해성 임플란트를 삽입한 쥐(rat)을 촬영한 사진이다.FIG. 1 is a graph showing the amount of hydrogen generation according to immersion time in Example 1, Comparative Example 1, and Comparative Example 2. FIG.
2 is a graph showing the results of mechanical strength evaluation of the biodegradable implants of Examples 3, 3 and 4 before extrusion.
3 is a graph showing the results of mechanical strength evaluation of biodegradable implants of Example 3, Example 3 and Comparative Example 4 after extrusion.
FIG. 4 is a graph showing the results of hydrogen generation amount according to the immersion time of Example 3, Example 3 and Comparative Example 3. FIG.
FIG. 5 is a graph showing the results of hydrogen generation amount according to immersion time in Examples 3 to 6. FIG.
FIG. 6 is a graph showing the results of hydrogen generation in Examples 7 to 11, Comparative Examples 3 and 5 according to immersion time. FIG.
7 is a graph showing the amount of hydrogen generation according to the zinc content.
8 is an electron micrograph showing the surface of the implant specimen of Example 7 in which the implant was left in the biomimetic solution for 61 hours.
9 is a photograph of the surface of the implant sample of Example 7 shown in Fig. 8, which is analyzed by EDS.
FIG. 10 is a photograph of the corrosion test piece removed from the implant specimen of Example 7 shown in FIGS. 8 and 9. FIG.
11 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 7, which is left in the biomimetic liquid for 61 hours.
Fig. 12 is an enlarged photograph of Fig. 11. Fig.
13 is a photograph of the implant specimen of Example 7 placed in a biomimetic liquid for 61 hours by WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F).
14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in the biomimetic liquid for 61 hours.
Fig. 15 is a photograph of the implant specimen of Example 8, which was left in the biomimetic liquid for 61 hours, by WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F).
16 is a graph showing the measurement of the amount of hydrogen generation over time by applying ultrasonic waves to one of the two implant specimens of Example 8, immersing the remaining ultrasonic waves in the biomimetic liquid after applying the remaining ultrasonic waves, and FIG.
FIG. 17 is a graph showing the measurement of the amount of hydrogen generation over time by immersing the implant of Example 8 using ultrasonic waves in a living body simulation solution. FIG.
18 is a graph showing the amounts of hydrogen generation according to immersion time in Examples 12 to 13.
18 is a photograph showing the grain size before extrusion of Example 14. Fig.
19 is a graph showing the amount of hydrogen generation according to the immersion time before and after extrusion of Example 14. Fig.
20 is a photograph showing the swelling phenomenon of hydrogen gas in the body when Comparative Example 4 is inserted into the body of a rat.
21 is a photograph of a rat in which a biodegradable implant of Comparative Example 4 is inserted.

이하에서, 본 발명에 대하여 상세히 설명한다.
Hereinafter, the present invention will be described in detail.

Ⅰ. 불순물을 포함하는 Ⅰ. Impurity-containing 생체분해성Biodegradable 임플란트 Implant

본 발명의 생체분해성 임플란트는 마그네슘을 포함하고,
The biodegradable implant of the present invention comprises magnesium,

*상기 마그네슘은 불순물로 * Magnesium is an impurity

망간(Mn)과; Manganese (Mn);

철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, (Fe), nickel (Ni), and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni)

상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하이다. Wherein the content of the impurity is more than 0 and 1 part by weight based on 100 parts by weight of the magnesium and {1, 2, 3, 4, 5, Species} / manganese (Mn) = 0 to 5 or less.

바람직하게는 상기 {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 0.5이하이다. 상기 {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)이 상술한 범위를 만족하면, 생체 내에서 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 내식성이 향상된다. 이로 인해 생체 내에서 임플란트가 보다 장기간 존재할 수 있다.Preferably one or more selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni)) / manganese (Mn) is more than 0 and not more than 0.5. When the above-mentioned {fraction} (manganese (Mn) selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni)) satisfies the above range, Is controlled to be extremely low, so that corrosion resistance is improved. This can result in longer-term implantation in vivo.

상기 불순물로 니켈(Ni)과 망간(Mn)이 포함될 때. 니켈(Ni)이 인체 알레르기 반응을 야기하고 순 Mg의 부식 속도를 증가시킨다. 따라서 니켈 함량은 100ppm 이하인 것이 더 바람직하고, 50ppm이하가 가장 바람직하다.When the impurities include nickel (Ni) and manganese (Mn). Nickel (Ni) causes a human allergic reaction and increases the rate of corrosion of pure Mg. Therefore, the nickel content is more preferably 100 ppm or less, and most preferably 50 ppm or less.

상기 마그네슘은 불순물로 알루미늄(Al)을 더 포함하는 것이 바람직하다.It is preferable that the magnesium further contains aluminum (Al) as an impurity.

본 발명의 생체분해성 임플란트는 상기 불순물을 포함하는 마그네슘이 다공성 구조체의 기공에 충진된 것일 수도 있다. The biodegradable implant of the present invention may be such that magnesium containing the impurity is filled in the pores of the porous structure.

상기 다공성 구조체의 기공의 크기는 200 내지 500㎛인 것이 바람직하고, 상기 기공의 크기는 기술분야의 통상적인 방법을 이용하여 사용되는 분야에 따라 조절될 수 있다. 상기 기공의 크기가 상술한 범위를 만족하면, 영양분, 미네랄 및 이온의 공급을 담당하는 혈관이 기공을 통과하기 용이하다. The size of the pores of the porous structure is preferably 200 to 500 mu m, and the size of the pores may be adjusted according to a field of application using a conventional method in the art. When the pore size satisfies the above-mentioned range, blood vessels for supplying nutrients, minerals, and ions are easily passed through the pores.

상기 다공성 구조체의 기공율은 5-95%인 것이 바람직하다. 여기서 기공율은 전체 부피 중 기공이 차지하는 체적비를 말한다. 상기 기공율은 적용하고자 하는 대상의 요구 강도가 높을 경우 기공율을 낮춰 다공성 구조체의 강도를 높일 수 있다. 구체적인 예를 들면, 다공성 구조체가 강도가 높은 탄탈륨과 같은 금속인 경우이거나, 단순히 손실된 골의 공동(cavity)을 채우는 역할을 할 경우 기공률을 높여도 무관하다. The porosity of the porous structure is preferably 5-95%. Here, the porosity refers to the volume ratio occupied by the pores in the total volume. If the required strength of the object to be applied is high, the porosity can be lowered to increase the strength of the porous structure. For example, if the porous structure is a metal such as tantalum having high strength, or if it simply serves to fill the cavity of the lost bone, the porosity may be increased.

상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상일 수 있다. 상기 다공성 구조체가 금속일 경우, 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 다공성 구조체가 세라믹일 경우, 칼슘 포스페이트(Calciu, Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 다공성 구조체가 고분자일 경우, 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids: PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid: PGA) 및 이들의 공중합체인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 여기서, 다공성 구조체가 상술한 고분자일 경우, 생체 내에서 분해될 수 있는 산이 발생하여 pH가 낮아지는 현상이 일어난다. 이 때, 마그네슘으로 기공이 충진된 고분자 복합재의 경우 마그네슘이 분해되면서 pH를 높이는 효과가 있으므로, 고분자와 마그네슘의 분해속도를 제어하면 생체 내에서의 pH를 임의로 조절할 수 있는 추가적인 효과도 기대할 수 있다.The porous structure may be at least one selected from the group consisting of metals, ceramics, and polymers. When the porous structure is a metal, it is preferably at least one selected from the group consisting of titanium or a titanium alloy, a cobalt-chromium alloy, and stainless steel. When the porous structure is ceramic, it is preferably at least one selected from the group consisting of calcium phosphate (Calciu, Phosphate), alumina, zirconia, and magnesia. When the porous structure is a polymer, it is preferably at least one selected from the group consisting of polyethylene, polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), and PLGA as a copolymer thereof. Here, when the porous structure is the above-described polymer, an acid which can be decomposed in vivo is generated and the pH is lowered. In this case, the polymer composite in which pores are filled with magnesium has an effect of increasing pH by decomposition of magnesium, so that it is expected that additional effects of controlling the pH in the living body can be expected by controlling the decomposition rate of the polymer and magnesium.

상술한 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 임플란트로 사용될 수 있다. 구체적으로, 상기 임플란트는 척추용 인터바디 스페이서(interbody spacer), 본필러(bone filler), 본플레이트(bone plate), 본핀(bone pin), 본스크류(bone screw), 스캐폴드(scaffold), 스텐트(Stent) 및 인공치근 등의 임플란트로 사용될 수 있다.
The biodegradable implant according to the present invention can be used as an orthopedic, dental, cosmetic or vascular implant. Specifically, the implant includes an interbody spacer for spine, a bone filler, a bone plate, a bone pin, a bone screw, a scaffold, a stent, And can be used as implants such as stents and artificial roots.

Ⅱ. 불순물을 포함하는 Ⅱ. Impurity-containing 생체분해성Biodegradable 임플란트의 제조방법 How to make an implant

이하, 본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법을 설명한다.Hereinafter, a method for producing the biodegradable implant of the present invention will be described.

본 발명에 따른 생체분해성 임플란트의 제조방법은 The method for producing a biodegradable implant according to the present invention comprises

a)불순물로 망간(Mn)과; a) manganese (Mn) as an impurity;

철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, (Fe), nickel (Ni), and a mixture of iron (Fe) and nickel (Ni)

상기 불순물의 함량이 마그네슘 100중량부에 대하여 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 5이하인 마그네슘을 제공하는 단계; 및 Wherein the content of the impurity is 0 to 1 part by weight based on 100 parts by weight of magnesium, and {one kind selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel (Ni) / Manganese (Mn) = 0 to 5 or less; And

b)상기 마그네슘을 성형하는 단계를 포함한다.b) molding the magnesium.

상기 a)단계는 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계인 것이 바람직하다. 보다 상세하게 설명하면, 상기 a)단계는 마그네슘과 반응하지 않는 아르곤(Ar)과 같은 불활성 가스 분위기 또는 진공 분위기에서 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계일 수 있다. 또한, 상기 a)단계는 저항체에 전기를 가하여 열을 발생시키는 저항 가열 방식, 유도 코일에 전류를 흘려 유도 가열하는 방식, 또는 레이저나 집속 광에 의한 방법 등 다양한 방법을 이용하여 상기 마그네슘을 용융시켜 제공하는 단계일 수 있다. 여기서, 상술한 융융방법 중 저항가열 방식이 가장 경제적이다. 마그네슘의 용융 시 불순물들이 잘 섞일 수 있도록 용융 합금(이하 용탕)을 교반하는 것이 바람직하다. The step a) is preferably a step of melting and providing the magnesium. More specifically, the step a) may be a step of melting and providing the magnesium in an inert gas atmosphere such as argon (Ar) which does not react with magnesium or in a vacuum atmosphere. The step a) may be performed by various methods such as a resistance heating method in which electricity is applied to a resistor to generate heat, a method in which a current is flowed through an induction coil to induction heating, or a method using a laser or a focusing light to melt the magnesium Or the like. Here, the resistance heating method among the above-mentioned melting methods is most economical. It is preferable to stir the molten alloy (hereinafter referred to as &quot; molten metal &quot;) so that the impurities can be well mixed when the magnesium is melted.

본 발명의 다른 실시예에 따른 생체분해성 임플란트가, 다공성 구조체의 기공에 상기 마그네슘 합금이 충진된 것이라면, 상기 a)단계는 a-1)다공성 구조체를 준비하는 단계; 및 a-2)상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘으로 충진시키는 단계를 더 포함할 수 있다.If the biodegradable implant according to another embodiment of the present invention is a pore of the porous structure filled with the magnesium alloy, the step a) comprises: a-1) preparing a porous structure; And (a-2) filling the pores of the porous structure with the magnesium.

상기 a-1)단계에서, 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종일 수 있다. In the step a-1), the porous structure may be one selected from the group consisting of metals, ceramics and polymers.

상기 다공성 구조체가 금속만을 이용하여 제조하는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다. When the porous structure is manufactured using only metal, the step a-1) is as follows.

우선, 금속을 분말 또는 선재(wire)로 제조한다. 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속을 예비성형체(Green preform)로 제조한다. 상기 예비성형체를 제조하는 방법은 소결법 및 상기 소결법이 변형된 방법을 이용할 수 있다. First, the metal is made of powder or wire. A metal prepared from the powder or wire rod is prepared as a green preform. The preform may be produced by a sintering method or a modified method of the sintering method.

상기 소결법을 이용한 예비성형체의 제조방법은 하기와 같다. 우선, 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속을 용기에 담거나 100MPa 이하의 적정한 힘으로 눌러 약한 강도를 갖게 만들고, 상기와 같이 약한 강도를 갖게된 금속을 상기 금속의 융점의 2/10 내지 9/10의 온도로 유지시켜 분말 또는 선재끼리 결합하여 기계적 강도를 갖는 예비성형체를 제조한다. A method for producing a preform by the above-described sintering method is as follows. First, a metal made of the above powder or wire rod is put in a container or pressed with an appropriate force of 100 MPa or less to make it have a weak strength, and the metal having a weak strength as described above is mixed with 2/10 to 9/10 And the powder or wire is bonded to each other to produce a preform having mechanical strength.

또한, 상기 소결법이 변형된 방법을 이용한 제조방법은 하기와 같다. 상기 분말 또는 선재로 제조한 금속을 그라파이트와 같은 전도성 용기에 담고, 전도성 용기에 고전류를 흘려 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속의 접촉부에서 순간적으로 열이 발생하도록 하여 소결체를 만들어 예비성형체를 제조한다. The production method using the modified sintering method is as follows. A preform is produced by placing a metal made of the powder or the wire into a conductive container such as graphite, flowing a high current through the conductive container, and instantly generating heat at a contact portion of the metal made of the powder or the wire to produce a sintered body.

상기 다공성 구조체가 금속 및 고분자를 포함하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다. When the porous structure is made of a metal and a polymer, the step a-1) is as follows.

우선, 금속을 분말 또는 선재(wire)로 제조한다. 이어서, 상기 분말 또는 선재로 제조된 금속에 고분자를 혼합시키고, 온도를 상승시키는 과정에서 저온에서 고분자가 분해되어 소멸되고, 고온에서 분말 또는 선재로 제조된 금속이 소결되어 적절한 기계적 강도를 갖는 예비성형체를 제조한다. 이 때 소결 온도, 가압력, 고분자와 금속의 혼합비 등에 따라 기공율과 소결체의 강도가 결정되며 필요에 따라 적정한 조건을 선택할 수 있다. 소결온도는 다공성 구조체 제조에 사용된 소재의 종류에 따라 달라지며, 일반적으로 다공성 구조체의 융점의 1/2 내지 9/10 정도가 바람직하다. 소결 시 압력을 가하지 않더라도 소결은 일어나지만 가압력이 높을수록 소결이 빨리 진행된다. 다만, 가압력을 높일수록 장치 비용과 금형 비용 등 추가 비용이 소요되므로 적정한 압력을 선택하는 것이 좋다.First, the metal is made of powder or wire. Next, the polymer is mixed with the metal made from the powder or the wire and the polymer is decomposed at a low temperature in the process of raising the temperature, and the metal produced from the powder or the wire is sintered at a high temperature, . At this time, the porosity and the strength of the sintered body are determined depending on the sintering temperature, the pressing force, the mixing ratio of the polymer and the metal, and the appropriate conditions can be selected as necessary. The sintering temperature depends on the type of the material used in the production of the porous structure. Generally, the sintering temperature is preferably about 1/2 to 9/10 of the melting point of the porous structure. Sintering occurs without squeezing pressure, but sintering proceeds faster with higher pressing force. However, it is better to select the proper pressure because the additional cost such as the equipment cost and the mold cost is required to increase the pressing force.

또한, 상술한 방법 외에, 상기 다공성 구조체가 금속 및 고분자를 포함하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다. In addition to the above-mentioned method, when the porous structure is made of a metal and a polymer, the step a-1) is as follows.

우선, 고분자 표면을 금, 백금 및 Pd 등의 귀금속으로 도금한다. 그 후, 고분자를 제거하여 생체적합성이 더욱 양호한 금속 다공성 구조체를 제조할 수 있다.First, the surface of the polymer is plated with precious metals such as gold, platinum and Pd. Thereafter, the polymer is removed, and a metal porous structure having better biocompatibility can be produced.

상기 다공성 구조체가 수용성 염과 금속을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.When the porous structure is manufactured using a water-soluble salt and a metal, the step a-1) is as follows.

우선, 수용성 염과 금속분말을 혼합하여 고온 성형하여 예비성형체를 제조한다. 여기서, 상기 수용성 염은 NaNO2, KNO2, NaNO3, NaCl, CuCl, KNO3, KCl, LiCl, KNO3, PbCl2, MgCl2, CaCl2 및 BaCl3으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. First, a water-soluble salt and a metal powder are mixed and molded at a high temperature to prepare a preform. The water-soluble salt is at least one selected from the group consisting of NaNO 2 , KNO 2 , NaNO 3 , NaCl, CuCl, KNO 3 , KCl, LiCl, KNO 3 , PbCl 2 , MgCl 2 , CaCl 2 and BaCl 3 desirable.

이어서, 상기 예비성형체를 금속분말 융점의 2/10 내지 9/10의 온도에서 가압한다. 가압과정에서, 금속분말은 원자 이동에 의해 서로 결합되어 구조체를 형성하고, 수용성 염이 내부에 포함된 복합재를 형성하게 된다. 상기 복합재를 물에 담그게 되면 수용성 염만 녹아 나와 기공이 있는 금속 다공성 구조체가 제조된다. 더 나아가 금속 소재를 완전히 용융한 후 가스를 발생하는 발포제를 주입하여 금속 다공성 구조체를 제조할 수도 있다.
Subsequently, the preform is pressed at a temperature of 2/10 to 9/10 of the metal powder melting point. In the pressurization process, the metal powders are bonded to each other by atomic transfer to form a structure, and a water-soluble salt forms a composite containing therein. When the composite material is immersed in water, only a water-soluble salt is dissolved to produce a porous metal porous structure. Furthermore, the metal porous structure may be manufactured by injecting a foaming agent which generates gas after completely melting the metal material.

*상기 다공성 구조체가 고분자 및 금속이온을 포함하는 전해액을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-1)단계는 하기와 같다.When the porous structure is prepared using an electrolyte solution containing a polymer and a metal ion, the step a-1) is as follows.

우선, 다공성 고분자의 표면을 금속이온을 포함하는 전해액을 이용하여 금속으로 도금한다. 이때, 상기 금속이온은 특별히 한정하지 않으나, Ti, Co, Cr 및 Zr으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 이어서, 온도를 올려 고분자를 제거하면 다공성 금속 구조체를 제조할 수 있다. First, the surface of the porous polymer is plated with metal using an electrolytic solution containing metal ions. At this time, the metal ion is not particularly limited, but is preferably at least one selected from the group consisting of Ti, Co, Cr and Zr. Then, by raising the temperature and removing the polymer, a porous metal structure can be produced.

상기 다공성 구조체가 세라믹을 이용하여 제조되는 경우, 상기 a-2)단계는 하기와 같다.When the porous structure is manufactured using ceramics, the step a-2) is as follows.

우선, 세라믹 미분과 바인더 폴리머(고분자)를 혼합한다. 상기 혼합물을 폴리우레탄과 같은 제거 가능한 소재로 만들어진 폼(foam)재의 골격 구조 표면에 입힌 후 건조하여 다공성 구조체를 만든다, 그 후, 온도를 높이면 결합재 고분자의 연소 온도 부근에서 고분자가 연소하여 제거되고, 온도를 더욱 높이게 되면 남은 세라믹끼리 서로 소결되어 기계적 강도가 있는 다공성 구조체를 제조할 수 있다. First, the ceramic fine powder and the binder polymer (polymer) are mixed. The mixture is coated on the skeletal structure surface of a foam material made of a removable material such as polyurethane and dried to form a porous structure. Thereafter, when the temperature is raised, the polymer is burned and removed near the combustion temperature of the binder polymer, When the temperature is further increased, the remaining ceramics are sintered to each other to produce a porous structure having mechanical strength.

여기서, 상기 세라믹 미분은 하이드록시아파타이트(HA), 지르코니아 및 알루미나로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다.Here, the ceramic fine powder is preferably at least one selected from the group consisting of hydroxyapatite (HA), zirconia, and alumina.

상기 a-1)단계는 상술한 다공성 구조체의 제조방법을 변형하거나 조합하는 방법, 또는 이종 소재의 일부에 적용하여 내부와 외부의 기공율이 다르게 제어된 다공성 구조체를 제조하는 방법일 수도 있다. 후자의 방법으로는, 내부가 기공이 적거나 없는 고밀도이고 바깥쪽은 기공율이 높아 위치별 기공율이 다른 다공성 구조체를 제조할 수 있다. 이는 임플란트의 표면에서의 높은 골형성 속도를 유도하고, 전체적으로는 높은 외부 응력에 견디도록 임플란트를 제조할 경우에 사용될 수 있다. 또한, 전술한 다공성 구조체의 제조방법은 다양한 다공성 구조체 제조방법 중의 일례일 뿐이며, 다공성 구조체 제조방법을 달리하는 것에 의해 본 발명의 권리범위가 한정되는 것은 아니다.The step a-1) may be a method of modifying or combining the method of manufacturing the porous structure, or a method of manufacturing a porous structure having different porosities from the inside and the outside by applying the method to a part of different materials. In the latter method, a porous structure having different porosity by position can be manufactured because the inside has high density with little or no pores and high porosity at the outside. This can be used to produce a high rate of bone formation on the surface of an implant, and overall to fabricate an implant to withstand high external stresses. In addition, the method of manufacturing the porous structure is only one example of various porous structure manufacturing methods, and the scope of the present invention is not limited by the different manufacturing methods of the porous structure.

상기 a-2)단계는, 마그네슘의 용융액에 상기 다공성 구조체를 침지시키는 방법, 상기 다공성 구조체를 고정시키고 마그네슘의 용융액을 흘려 기공이 충진되도록 하는 방법, 및 상기 두 가지 방법에서 외부로부터 1기압 이상의 압력을 가하여 용융된 마그네슘이 보다 용이하게 다공성 구조체의 기공 사이로 충진되도록 하는 방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 이용할 수 있다. 이 때 용융된 마그네슘이 기공을 충진시키는 동안 응고되지 않도록 다공성 구조체를 가열하거나 표면의 각종 오염 물질을 제거하여 용융된 마그네슘이 쉽게 기공을 채우도록 유도할 수 있다. The step (a-2) may include a method of immersing the porous structure in a molten magnesium solution, a method of immersing the porous structure in a molten liquid of magnesium to fill the pores, And a method of allowing the molten magnesium to fill the pores of the porous structure more easily can be used. At this time, it is possible to induce the molten magnesium to easily fill the pores by heating the porous structure or removing various contaminants on the surface so that the molten magnesium does not solidify while filling the pores.

또한, 상기 a-2)단계는 하기와 같은 단계일 수도 있다. 보다 상세하게 설명하면, 우선 마그네슘을 고온에서, 바람직하게는 700℃ 이상에서 유지하여 기화시킨 후, 마그네슘 증기가 다공성 구조체의 기공사이를 통과하면서 기공 표면에 증착되도록 하여, 마그네슘으로 다공성 구조체의 기공을 충진시키는 단계일 수 있다. Also, the step a-2) may be performed as follows. More specifically, magnesium is first vaporized at a high temperature, preferably at 700 ° C or higher, and then magnesium vapor is deposited on the pore surface while passing through the porous structure of the porous structure. Thus, pores of the porous structure are filled with magnesium .

또한, 상기 a-2)단계는 하기와 같은 단계일 수도 있다. 보다 상세하게 설명하면 마그네슘을 포함하는 염을 액체에 용해한 후, 다공성 구조체를 그 액체에 통과시키면서 다공성 구조체의 기공 표면에 마그네슘이 흡착되도록 하는 단계일 수 있다. Also, the step a-2) may be performed as follows. More specifically, it may be a step of dissolving a salt containing magnesium in a liquid, and allowing the porous structure to pass through the liquid so that magnesium is adsorbed on the pore surface of the porous structure.

상기한 바와 같은 충진 방법 외에, 또 다른 변형 예로 다공성 구조체의 기공을 마그네슘 합금으로 완전히 충진시키지 않고 일부만 충진시킬 수도 있다. 즉, 다공성 구조체에 용융 마그네슘을 충진시킨 후, 마그네슘이 완전히 응고하기 전에 다공성 구조체에 고압가스를 불거나 다공성 구조체를 회전시키거나 털게 되면 응고되지 않은 마그네슘이 다공성 구조체로부터 제거되고 일부의 마그네슘만 기공에 잔존하게 되어 기공의 일부에 마그네슘이 함침된 복합재를 제조할 수 있다. 이 경우 다공성 구조체 기공의 위치별 마그네슘 충진율이 다르게 제어될 수 있다. In addition to the above-described filling method, as another modified example, the pores of the porous structure may be partially filled without completely filling the pores with the magnesium alloy. That is, after the porous structure is filled with molten magnesium, when the high pressure gas is blown into the porous structure before the magnesium completely coagulates, or when the porous structure is rotated or shaved, the magnesium which is not solidified is removed from the porous structure, So that the composite material in which magnesium is impregnated in a part of the pores can be produced. In this case, the magnesium filling rate by the position of the pores of the porous structure can be controlled differently.

또 다른 변형예로, 다공성 구조체의 골격 표면에만 마그네슘이 묻어 있고, 기공은 일정부분 남아있도록 제어하여 임플란트 내부에 골형성에 필요한 미세 혈관이 쉽게 형성될 수 있도록 공간을 유지함과 동시에 마그네슘에 의해 골형성이 보다 쉽게 이루어질 수 있는 추가 효과를 기대할 수 있다.In another modification, magnesium is contained only on the skeleton surface of the porous structure, and pores are controlled to remain at a certain level, so that space is maintained so that microvessels necessary for bone formation can be easily formed in the inside of the implant, Additional effects can be expected that can be done more easily.

한편, 융점이 마그네슘에 비해 낮은 고분자의 경우 다공성 구조체를 먼저 만들고, 추후에 용융된 마그네슘으로 기공을 충진시킬 경우 고분자 다공성 구조체가 제 형상을 유지할 수 없게 된다. 따라서 고분자와 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 마그네슘 분말과 고분자를 부피 분율 5:95 내지 95:5의 범위에서 혼합한 후 섭씨 150 내지 500℃로 승온하여 1기압 내지 100기압의 범위로 가압하는 방법으로 생체분해성 임플란트를 제조하는 것이 바람직하다. 상기한 조건은 고분자-Mg 생체분해성 임플란트의 바람직한 제조 조건일 뿐이며, 상기 조건에서 벗어난 조건에서도 고분자-마그네슘 생체분해성 임플란트가 성형되지 않는 것은 아니므로 제조 조건 변경에 의해 본 발명의 권리가 침해될 수 없다.On the other hand, in the case of a polymer having a melting point lower than that of magnesium, the porous structure can not be maintained when the porous structure is first made and the pores are subsequently filled with the molten magnesium. Therefore, a biodegradable implant containing a polymer and magnesium is prepared by mixing magnesium powder and a polymer in a volume fraction of 5:95 to 95: 5, then raising the temperature to 150 to 500 ° C and pressurizing the solution in the range of 1 atm to 100 atm Lt; RTI ID = 0.0 &gt; biodegradable &lt; / RTI &gt; The above conditions are merely preferable conditions for producing the polymer-Mg biodegradable implants, and the polymer-magnesium biodegradable implants are not molded even under the conditions out of the above conditions, so that the rights of the present invention can not be infringed by changing the manufacturing conditions .

전술한 바와 같은 금속, 세라믹 및 고분자 다공성 구조체의 제조방법 및 다공성 구조체의 기공을 마그네슘 합금으로 충진시키는 방법, 마그네슘 충진 고분자 생체분해성 임플란트 제조방법은 본 발명을 예시하기 위한 것일 뿐, 본 발명의 보호범위가 이에 한정되는 것은 아니다.The method of manufacturing the porous metal, ceramic and polymer porous structure, the method of filling the pores of the porous structure with the magnesium alloy, and the method of manufacturing the magnesium-filled polymer biodegradable implant are merely illustrative of the present invention, The present invention is not limited thereto.

본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법에 포함되는 b)단계는, 상기 용융된 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계일 수 있다.The step (b) included in the method for producing a biodegradable implant of the present invention is a step of molding the magnesium alloy for controlling the molten biodegradation rate into at least one selected from the group consisting of a cooling method, an extrusion method and a metal working method .

상기 냉각방법은, 마그네슘 합금의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 이용할 수 있다. 보다 상세히 설명하면, 상기 a)단계에서 마그네슘이 용융된다면, 용융된 마그네슘이 포함된 도가니를 물에 침지시키는 방법을 이용할 수 있다. 또한, 상기 용융된 마그네슘을 아르곤 등 불활성 가스를 이용하여 분무하는 냉각방법을 이용할 수 있다. 상기 분무하는 냉각방법은 훨씬 높은 속도로 냉각되어 매우 미세한 조직을 나타낼 수 있다. 하지만, 작은 크기로 마그네슘을 주조할 경우 내부에 다수의 기공(검은 부분)이 형성될 수도 있으므로, 주의해야 한다.The cooling method can be used for the purpose of improving the mechanical strength of the magnesium alloy. More specifically, if the magnesium is melted in the step a), the crucible containing the molten magnesium may be immersed in water. Further, a cooling method in which the molten magnesium is sprayed using an inert gas such as argon may be used. The atomizing cooling method can be cooled at a much higher rate and exhibit very fine texture. However, caution should be exercised when casting magnesium in a small size, since many pores (black areas) may be formed inside.

상기 압출방법은, 마그네슘의 조직이 균일해지고 기계적 성능이 향상시킬 목적으로 이용된다. 상기 압출방법은 300 내지 450℃에서 이루어지는 것이 바람직하다. 또한 상기 마그네슘의 압출은 압출전후 단면적 감소비율(압출비)을 10:1 내지 30:1 내에서 수행할 수 있다. 압출비가 커질수록 압출재의 미세조직이 균일해지고, 주조시 형성된 결함이 용이하게 제거되는 장점이 있으나, 이 경우, 압출장치용량을 증가시키는 것이 바람직하다.The extrusion method is used for the purpose of making the structure of magnesium uniform and improving the mechanical performance. The extrusion process is preferably performed at 300 to 450 ° C. In addition, the magnesium may be extruded at a ratio of decreasing cross-sectional area before extrusion (extrusion ratio) within a range of 10: 1 to 30: 1. As the extrusion ratio increases, the microstructure of the extruded material becomes uniform and the defects formed during casting are easily removed. In this case, it is preferable to increase the capacity of the extrusion device.

상기 금속가공방법은, 당 업계에서 공지된 금속가공방법이면, 특별히 한정하지 않는다. 예를 들면, 최종 제품에 가까운 형태로 가공된 형틀에 전술한 바와 같이 용융된 마그네슘을 부어서 직접 주조하는 방법, 봉상이나 판상 등의 중간재로 제조한 후 이를 선반 또는 밀링 가공하는 방법, 마그네슘 합금을 큰힘으로 가압단조하여 최종 제품 형상으로 제조하는 방법 등을 들 수 있다.
The metal working method is not particularly limited as long as it is a metal working method known in the art. For example, there are a method of directly casting molten magnesium into a mold finished to a shape close to the final product, a method of manufacturing it by an intermediate material such as a bar or a plate, and then a method of turning it into a lath or milling, To thereby obtain a final product shape.

Ⅲ. Ⅲ. MgMg -- CaCa -X로 표시되는 Indicated by -X 생체분해성Biodegradable 임플란트 Implant

본 발명의 생체분해성 임플란트는 하기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0 초과 10 중량% 이하 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함한다.The biodegradable implant of the present invention comprises a magnesium alloy represented by the following formula 1, wherein Ca is more than 0 and not more than 23 wt%, X is more than 0 and not more than 10 wt%, and Mg is the balance.

<화학식 1>&Lt; Formula 1 >

Mg-Ca-XMg-Ca-X

상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.In Formula 1, X is Mn or Zn.

상기 마그네슘 함금이 상술한 범위를 만족하면, 기계적 물성 및 내식성이 동시에 향상되고, 취성파괴가 일어나지 않는 생체분해성 임플란트를 제공할 수 있다.When the magnesium alloy satisfies the above-mentioned range, it is possible to provide a biodegradable implant in which both mechanical properties and corrosion resistance are improved and brittle fracture does not occur.

또한, 상기 마그네슘 합금은 바람직하게는 총 중량에 대하여, 상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0.1 내지 5중량% 및 Mg은 잔량을 포함하는 것이고, 더 바람직하게는 상기 Ca은 0 초과 23 중량% 이하, X는 0.1 내지 3중량% 및 Mg은 잔량을 포함하는 것이다. 그 이유는 혹시라도 발생할 수 있는 불순물의 부작용을 고려하여 동일 부식 속도를 구현할 경우 불순물의 함량이 적은 것이 유리하기 때문이다.The magnesium alloy preferably contains Ca in an amount of more than 0 to 23 wt%, X in an amount of 0.1 to 5 wt%, and Mg in a total amount, and more preferably Ca in an amount of more than 0 By weight, X is 0.1 to 3% by weight, and Mg is the balance. The reason for this is that it is advantageous that the impurity content is small when the same corrosion rate is implemented in consideration of the side effect of the impurities which may occur even in the case.

본 발명의 생체분해성 임플란트는 상기 화학식 1로 표시되고, 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만, X는 0 초과 10 중량% 미만 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금으로 다공성 구조체의 기공이 충진된 것일 수도 있다. The biodegradable implant of the present invention is represented by Formula 1 and has a Ca content of less than 23% by weight, a X content of less than 10% by weight based on the total weight of the magnesium alloy, and a balance of Mg, It may be filled.

상기 다공성 구조체의 기공의 크기는 200 내지 500㎛인 것이 바람직하다. 상기 기공의 크기는 기술분야의 통상적인 방법을 이용하여 사용되는 분야에 따라 조절될 수 있다. 상기 기공의 크기가 상술한 범위를 만족하면, 영양분, 미네랄 및 이온의 공급을 담당하는 혈관이 기공을 통과하기 용이하다. The pore size of the porous structure is preferably 200 to 500 탆. The size of the pores may be adjusted according to the field of application using conventional methods in the art. When the pore size satisfies the above-mentioned range, blood vessels for supplying nutrients, minerals, and ions are easily passed through the pores.

상기 다공성 구조체의 기공율은 5 내지 95%인 것이 바람직하다. 여기서 기공율은 전체 부피 중 기공이 차지하는 체적비를 말한다. 상기 기공율은 적용하고자 하는 대상의 요구 강도가 높을 경우 기공율을 낮춰 다공성 구조체의 강도를 높일 수 있다. 구체적인 예를 들면, 다공성 구조체가 강도가 높은 탄탄럼 같은 금속인 경우이거나, 단순히 손실된 골의 공동(cavity)을 채우는 역할을 할 경우 기공률을 높여도 무관하다. The porosity of the porous structure is preferably 5 to 95%. Here, the porosity refers to the volume ratio occupied by the pores in the total volume. If the required strength of the object to be applied is high, the porosity can be lowered to increase the strength of the porous structure. For example, if the porous structure is a metal having a high strength, or if it simply serves to fill the cavity of the lost bone, the porosity may be increased.

상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 금속은 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 세라믹은 칼슘 포스페이트(Calciu, Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 상기 고분자는 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids: PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid: PGA) 및 이들의 공중합체인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것이 바람직하다. 여기서, 다공성 구조체가 상술한 고분자일 경우, 생체 내에서 분해될 수 있는 산이 발생하여 pH가 낮아지는 현상이 일어난다. 이 때, 마그네슘 합금으로 기공이 충진된 고분자 복합재의 경우 마그네슘이 분해되면서 pH를 높이는 효과가 있으므로, 고분자와 마그네슘의 분해속도를 제어하면 생체내에서의 pH를 임의로 조절할 수 있는 추가적인 효과도 기대할 수 있다.The porous structure is preferably at least one selected from the group consisting of metals, ceramics and polymers. The metal is preferably at least one selected from the group consisting of titanium or a titanium alloy, a cobalt-chromium alloy, and stainless steel. The ceramic is preferably at least one selected from the group consisting of calcium phosphate (Calciu, Phosphate), alumina, zirconia, and magnesia. The polymer is preferably at least one selected from the group consisting of polyethylene, polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), and copolymers thereof. Here, when the porous structure is the above-described polymer, an acid which can be decomposed in vivo is generated and the pH is lowered. In this case, the polymer composite in which the pores are filled with the magnesium alloy has an effect of increasing the pH as the magnesium is decomposed. Therefore, it is expected that additional effects of controlling the pH in the living body can be expected by controlling the decomposition rate of the polymer and magnesium .

상술한 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 임플란트로 사용될 수 있다. 구체적으로, 상기 임플란트는 척추용 인터바디 스페이서(interbody spacer), 본필러(bone filler), 본플레이트(bone plate), 본핀(bone pin), 본스크류(bone screw), 스캐폴드(scaffold) 및 인공치근 등의 임플란트로 사용될 수 있다.
The biodegradable implant according to the present invention can be used as an orthopedic, dental, cosmetic or vascular implant. Specifically, the implant may include an interbody spacer for spine, a bone filler, a bone plate, a bone pin, a bone screw, a scaffold, It can be used as an implant such as root.

Ⅳ. IV. MgMg -- CaCa -X로 표시되는 Indicated by -X 생체분해성Biodegradable 임플란트의 제조방법 How to make an implant

이하, 본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법을 설명한다.Hereinafter, a method for producing the biodegradable implant of the present invention will be described.

본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 ⅰ)하기 화학식 1로 표시되는 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만, X는 0 초과 10 중량% 미만 및 Mg은 67 중량% 초과 100 중량% 미만인 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및 ⅱ)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함한다.The biodegradable implant according to the present invention is characterized in that: i) magnesium is contained in an amount of more than 0 to less than 23 wt%, X is more than 0 and less than 10 wt%, and Mg is more than 67 to less than 100 wt% based on the total weight expressed by the following formula Providing an alloy; And ii) molding the magnesium alloy.

<화학식 1> &Lt; Formula 1 >

Mg-Ca-XMg-Ca-X

상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.In Formula 1, X is Mn or Zn.

여기서, 상기 마그네슘 합금에 대한 설명은 상술하였으므로 생략한다.Here, the description of the magnesium alloy has been described above and will be omitted.

상기 ⅰ)단계는 상기 마그네슘 합금을 용융시켜 제공하는 단계인 것이 바람직하다. 상기 ⅰ)단계에 대한 설명은 상기 a) 단계에 대한 설명과 동일하므로 기재를 생략한다.Preferably, the step i) is a step of melting and providing the magnesium alloy. The description of step (i) is the same as that of step (a), so the description thereof will be omitted.

본 발명의 다른 실시예에 따른 생체분해성 임플란트가, 다공성 구조체의 기공에 상기 마그네슘 합금이 충진된 것이라면, 상기 ⅰ)단계는 ⅰ-1) 다공성 구조체를 준비하는 단계; 및 ⅰ-2) 상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘 합금으로 충진시키는 단계를 추가로 포함할 수 있다.If the biodegradable implant according to another embodiment of the present invention is a pore of the porous structure filled with the magnesium alloy, the step (i) may include the steps of (i-1) preparing a porous structure; And (i-2) filling the pores of the porous structure with the magnesium alloy.

상기 ⅰ-1) 단계와 ⅰ-2) 단계에 대한 설명은 상기 a-1)단계 및 a-2)단계에 대한 설명과 동일하므로 기재를 생략한다.The descriptions of steps (i-1) and (i-2) are the same as those of steps (a-1) and a-2).

본 발명의 생체분해성 임플란트의 제조방법에 포함되는 ⅱ) 단계는, 상기 용융된 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계일 수 있다.The step ii) of the biodegradable implant of the present invention is a step of molding the molten magnesium alloy for controlling the biodegradation rate into at least one selected from the group consisting of a cooling method, an extrusion method and a metal working method .

상기 ⅱ) 단계에 대한 설명은 상기 b) 단계에 대한 설명과 동일하므로 생략한다.
The description of the step ii) is the same as the description of the step b), and thus will be omitted.

Ⅴ. 초음파를 적용한 Ⅴ. Ultrasound applied 생체분해성Biodegradable 임플란트의 제조방법 How to make an implant

본 발명은 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용하는 생체분해성 임플란트의 제조방법을 제공한다. 상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용하면, 생체 내에서 부식속도가 증가하여 보다 짧은 시간 내에 임플란트가 소멸되는 이점이 있다.The present invention provides a method for producing biodegradable implants applying ultrasonic waves to a biodegradable implant comprising magnesium. When ultrasonic waves are applied to the biodegradable implant containing magnesium, there is an advantage that the corrosion speed is increased in the living body and the implant disappears within a shorter time.

상기 마그네슘을 포함하는 생체분해성 임플란트는 다공성 구조일 수 있고, 불순물로 망간(Mn)과; 철(Fe), 니켈(Ni) 및 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종을 포함하고, 상기 불순물의 함량이 상기 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe), 니켈(Ni), 철(Fe)과 니켈(Ni)의 혼합물로 이루어진 군에서 선택되는 1종}/망간(Mn)=0초과 1이하인 생체분해성 임플란트일 수 있고, 하기 화학식 1로 표시되고 총 중량에 대하여, Ca은 0 초과 23 중량% 미만; X는 0 초과 10 중량% 미만; 및 Mg은 67 중량% 초과 100 중량% 미만을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트일 수도 있다.The biodegradable implant containing magnesium may be a porous structure, and includes manganese (Mn) as an impurity; And a mixture of iron (Fe), nickel (Ni) and iron (Fe) and nickel (Ni), wherein the content of the impurity is more than 0 to 1 And a biodegradable implant having an Mn of more than 0 and not more than 1 (one kind selected from the group consisting of iron (Fe), nickel (Ni), iron (Fe) and nickel Represented by the following formula (1), Ca is more than 0 to less than 23% by weight based on the total weight; X is more than 0 and less than 10% by weight; And Mg comprises a magnesium alloy that includes greater than 67 wt% and less than 100 wt% of the biodegradable implant.

<화학식 1>&Lt; Formula 1 >

Mg-Ca-XMg-Ca-X

상기 화학식 1에서, X는 Mn 또는 Zn이다.
In Formula 1, X is Mn or Zn.

*본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 분해속도가 극도로 낮게 제어되어 생채 내에서 장기간 존재할 수 있는 이점이 있다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트가 다공성 구조체를 포함하는 경우, 기공을 통하는 혈관(blood vessel)이 형성되어 골형성 속도 향상되고, 영률 감소에 따른 응력 차폐 현상이 감소된다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 기계적 강도 및 내충격성을 개선할 수 있다. 또한, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 내식성 및 기계적 물성이 동시에 향상되는 이점이 있다. 따라서, 본 발명에 따른 임플란트는 골대체물 또는 골치료 등에의 응용에 적합하며, 정형외과용, 치과용, 성형외과용 또는 혈관용 등으로 사용할 수 있다.
The biodegradable implant according to the present invention has an advantage that the degradation rate can be controlled to be extremely low and can exist for a long time in a living body. In addition, when the biodegradable implant according to the present invention comprises a porous structure, a blood vessel through the pores is formed to improve the bone formation rate, and the stress shielding phenomenon due to the decrease of the Young's modulus is reduced. Further, the biodegradable implant according to the present invention can improve the mechanical strength and the impact resistance. In addition, the biodegradable implant according to the present invention has an advantage that the corrosion resistance and the mechanical properties are simultaneously improved. Accordingly, the implant according to the present invention is suitable for application to bone substitute, bone treatment, etc., and can be used for orthopedic surgery, dentistry, plastic surgery, or blood vessel.

Ⅵ. 망간의 함량을 조절한 VI. Controlled manganese content 생체분해성Biodegradable 임플란트 Implant

본 발명의 생체분해성 임플란트는 총 중량에 대하여, 망간 0 초과 10 중량% 이하; 철 0 초과 1중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 99중량% 이상 100중량% 미만을 포함한다. 이때 상기 망간의 함량은 0.3 내지 0.6중량%인 것이 바람직하다.The biodegradable implant of the present invention comprises, relative to the total weight, from greater than 0 to 10 weight percent manganese; More than 0 iron and 1 weight% or less; And at least 99 wt% and less than 100 wt% of the metal including magnesium. At this time, the content of manganese is preferably 0.3 to 0.6 wt%.

또한, 본 발명의 생체분해성 임플란트는 불순물로서 철을 더 포함하는 것이 바람직하다. In addition, the biodegradable implant of the present invention preferably further contains iron as an impurity.

본 발명의 생체분해성 임플란트는 상술한 함량의 망간을 포함함으로써, 상기 마그네슘을 포함하는 금속에 포함된 철과 결합하여 전위차를 떨어뜨려 갈바닉 부식성을 감소시킬 수 있다. 또한, 상기 망간이 상기 마그네슘을 포함하는 금속에 포함된 철을 감싸서 마그네슘과 철의 접촉을 차단하여 부식이 발현되는 것을 방지 또는 감소시킬 수 있다.The biodegradable implant of the present invention contains manganese in the above-mentioned content, so that it can be combined with iron contained in the metal containing magnesium to decrease the potential difference, thereby reducing galvanic corrosion. In addition, the manganese may enclose iron contained in the metal containing magnesium, thereby preventing contact between magnesium and iron, thereby preventing or reducing the occurrence of corrosion.

여기서, 마그네슘을 포함하는 금속은 순수 마그네슘, 불순물을 미량 포함하는 마그네슘 또는 마그네슘 합금일 수 있다. 상기 불순물은 X는 지르코늄(Zr), 몰리브덴(Mo), 니오븀(Nb), 탄탈륨(Ta), 티타늄(Ti), 스트론튬(Sr), 크롬(Cr), 망간(Mn), 아연(Zn), 규소(Si), 인(P) 및 니켈(Ni) 중에서 선택되는 것일 수 있다.
Here, the metal containing magnesium may be pure magnesium, magnesium containing a trace amount of impurities, or magnesium alloy. The impurity X may be at least one selected from the group consisting of Zr, Mo, Nb, Ta, Ti, Sr, Cr, Mn, Zn, Silicon (Si), phosphorus (P), and nickel (Ni).

Ⅶ. 산화마그네슘을 포함하는 VII. Magnesium oxide-containing 생체분해성Biodegradable 임플란트 Implant

본 발명의 생체분해성 임플란트는 총 중량에 대하여, 산화마그네슘(MgO) 0초과 90중량% 이하; 및 마그네슘을 포함하는 금속 10중량% 이상 100중량% 미만을 포함한다.The biodegradable implant of the present invention comprises, relative to the total weight, from greater than 0 to 90 weight percent magnesium oxide (MgO); And at least 10 wt% and less than 100 wt% of the metal including magnesium.

본 발명의 생체분해성 임플란트에 상술한 함량의 산화마그네슘이 포함되면, 상기 생체분해성 임플란트에 부식특성을 제어하여 체내에 상기 생체분해성 임플란트가 삽입되었을 때, 수소발생으로 인한 부풀음(swelling) 현상을 방지할 수 있다.When the biodegradable implant of the present invention contains magnesium oxide as mentioned above, it is possible to control the corrosion property of the biodegradable implant to prevent swelling due to hydrogen generation when the biodegradable implant is inserted into the body .

본 발명의 생체분해성 임플란트에 산화마그네슘의 양이 많을수록 마그네슘을 포함하는 금속의 부식성을 감소시킬 수 있으나, 상술한 범위로 포함되는 것이 가장 바람직하다.The greater the amount of magnesium oxide in the biodegradable implant of the present invention, the more the corrosiveness of the magnesium-containing metal can be reduced, but it is most preferable to include the magnesium oxide in the above-mentioned range.

여기서, 마그네슘을 포함하는 금속은 순수 마그네슘, 불순물을 미량 포함하는 마그네슘 또는 마그네슘 합금일 수 있다. 상기 불순물은 X는 지르코늄(Zr), 몰리브덴(Mo), 니오븀(Nb), 탄탈륨(Ta), 티타늄(Ti), 스트론튬(Sr), 크롬(Cr), 망간(Mn), 아연(Zn), 규소(Si), 인(P) 및 니켈(Ni) 중에서 선택되는 것일 수 있다.
Here, the metal containing magnesium may be pure magnesium, magnesium containing a trace amount of impurities, or magnesium alloy. The impurity X may be at least one selected from the group consisting of Zr, Mo, Nb, Ta, Ti, Sr, Cr, Mn, Zn, Silicon (Si), phosphorus (P), and nickel (Ni).

Ⅷ. 압출로 인하여 부식특성이 제어된 VIII. Corrosion properties controlled by extrusion 생체분해성Biodegradable 임플란트 Implant

본 발명의 생체분해성 임플란트는 압출에 의해 소재 내부의 조대(粗大)한 결정립으로 인해 발생하는 PCP(Preferred Crystallographic Pitting Corrosion) 부식을 방지할 수 있다. 보다 상세하게 설명하면 결정립이 조대하면 결정립 사이에서 부식이 발생할 가능성이 높다. 결정립의 크기를 압출로 줄이게 되면 결정립 사이의 간격이 작아지고 이로 인해 부식을 방지할 수 있다.The biodegradable implant of the present invention can prevent PCP (Preferred Crystallographic Pitting Corrosion) corrosion caused by coarse crystal grains inside the material by extrusion. More specifically, if the crystal grains are coarse, there is a high possibility that corrosion occurs between the crystal grains. If the size of the crystal grains is reduced by extrusion, the interval between the crystal grains is reduced, thereby preventing corrosion.

이때, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)는 2:1 이상이면 특별히 한정하지 않으나, 25:1 또는 20:1을 초과하는 것이 바람직하다.
In this case, the ratio of reduction in cross-sectional area before and after extrusion (extrusion ratio) is not particularly limited as long as it is 2: 1 or more, but preferably exceeds 25: 1 or 20: 1.

이하, 실시예를 통하여 생체분해속도 제어용 마그네슘 또는 마그네슘 합금을 포함하는 생체분해성 임플란트의 제조를 더욱 상세하게 설명한다. 다만, 하기의 실시예는 본 발명을 예시하기 위한 것일 뿐, 본 발명의 범위를 한정할 것을 의도하지 않는다.
Hereinafter, the production of a biodegradable implant including magnesium or magnesium alloy for controlling the rate of biodegradation will be described in more detail. However, the following examples are intended to illustrate the present invention and are not intended to limit the scope of the present invention.

실시예1 , 실시예2 및 비교예1 : 망간( Mn ), 철( Fe ) 및 니켈( Ni )을 포함하는 불순물 총합이 마그네슘 100중량부에 대하여, 0초과 1중량부 이하이고, {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 0초과 5이하인 생체분해속도 제어용 마그네슘 합금을 포함하는 생체분해성 임플란트의 제조 Examples 1 and 2 and Comparative Example 1 A total sum of non- magnetic pure materials including manganese ( Mn ), iron ( Fe ), and nickel ( Ni ) was 0 to 1 part by weight based on 100 parts by weight of magnesium, (Fe) + nickel (Ni)} / manganese (Mn) of more than 0 and 5 or less.

하기 표 1에 기재된 함량의 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 철, 니켈, 망간, 알루미늄 및 마그네슘이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃ 범위로 올려 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘을 용융하였다. 용융된 철, 니켈, 알루미늄, 망간 및 마그네슘이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하였다. Iron, nickel, aluminum, manganese and magnesium in the contents shown in Table 1 were charged into a crucible having an inner diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Next, the crucible temperature was raised from about 700 ° C to 750 ° C by using a resistance heating furnace while flowing argon gas around the crucible so that the iron, nickel, manganese, aluminum, and magnesium in the crucible did not come into contact with air, , Aluminum, manganese and magnesium were melted. The crucible was shaken and stirred so that the molten iron, nickel, aluminum, manganese and magnesium could be mixed well. The completely molten magnesium alloy was cooled to prepare a solid magnesium alloy. In cooling, the crucible was immersed in water for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium so that the molten magnesium alloy was rapidly cooled.

상기 고체상태의 마그네슘 합금을 압출하였고, 압출온도는 400℃이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 15:1로 고정하였다. The solid magnesium alloy was extruded, and the extrusion temperature was 400 ° C. The ratio of reduction in cross-sectional area (extrusion ratio) before and after extrusion was fixed at 15: 1.

Fe(중량부)Fe (parts by weight) Ni(중량부)Ni (parts by weight) Al(중량부)Al (parts by weight) Mn(중량부)Mn (parts by weight) Mg(중량부)Mg (parts by weight) (Fe+Ni)/Mn(Fe + Ni) / Mn 실시예1Example 1 0.00140.0014 0.00020.0002 0.00210.0021 0.00150.0015 100100 2.262.26 실시예2Example 2 0.00920.0092 0.00270.0027 0.00430.0043 0.03800.0380 100100 0.3130.313 비교예1Comparative Example 1 0.02140.0214 0.00270.0027 0.00530.0053 0.00360.0036 100100 6.696.69

시험예1Test Example 1 : 마그네슘 합금을 이용한 : Using magnesium alloy 생체분해성Biodegradable 임플란트의 부식속도 평가 Evaluation of corrosion rate of implants

실시예1, 실시예2 및 비교예1의 생체분해성 임플란트를 하기 표 2의 조성을 갖는 용액에 침지하여, 침지시간에 따른 수소 발생량으로 부식속도를 평가하였고, 결과를 도 1에 나타내었다. The biodegradable implants of Examples 1 and 2 and Comparative Example 1 were immersed in a solution having the composition shown in the following Table 2, and the corrosion rate was evaluated by the amount of hydrogen generation according to immersion time. The results are shown in FIG.

몰농도[mM/L]Molar concentration [mM / L] 질량[g]Mass [g] CaCl2 2H2OCaCl 2 2H 2 O 1.261.26 0.1850.185 KClKCl 5.375.37 0.4000.400 KH2PO4 KH 2 PO 4 0.440.44 0.0600.060 MgSO4?7H2OMgSO 4 ? 7H 2 O 0.810.81 0.2000.200 NaClNaCl 136.89136.89 8.0008.000 Na2HPO4 2H2ONa 2 HPO 4 2H 2 O 0.340.34 0.0600.060 NaHCO3 NaHCO 3 4.174.17 0.3500.350 D-GlucoseD-Glucose 5.555.55 1.0001,000

도 1을 참조하면, 실시예1은 50시간이 경과한 후부터 수소가 발생하고, 실시예2는 침지초기부터 200시간이 경과한 시점까지, 수소가 거의 발생하지 않아, 임플란트의 부식이 거의 발생하지 않음을 알 수 있다. 반면에, 비교예1은 침지초기부터 수소가 발생함을 알 수 있다. 이러한 결과에 따라, {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 0초과 5이하인 실시예1 및 실시예2가 생체분해성 임플란트의 생체분해속도가 {철(Fe)+니켈(Ni)}/망간(Mn)이 5를 초과하는 비교예1보다 느린 것을 알 수 있다.
Referring to FIG. 1, in Example 1, hydrogen was generated after 50 hours passed, and in Example 2, almost no hydrogen was generated until 200 hours passed from the initial stage of immersion, and corrosion of the implant was hardly caused . On the other hand, in Comparative Example 1, hydrogen is generated from the beginning of immersion. According to these results, Example 1 and Example 2, in which the biodegradation rate of the biodegradable implant is {iron (Fe) + nickel ((Fe) + nickel Ni)} / manganese (Mn) is more than 5 in comparison with Comparative Example 1.

실시예3Example 3 내지  To 실시예11Example 11 및  And 비교예2Comparative Example 2 내지  To 비교예5Comparative Example 5 : : 생체분해성Biodegradable 임플란트 제조 Implant manufacturing

하기 표 3에 기재된 함량의 마그네슘, 칼슘, 망간 및 아연을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘, 칼슘, 망간 및 아연이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700℃에서 750℃ 범위로 올려 마그네슘, 칼슘 및 망간을 용융하였다. 용융된 마그네슘, 칼슘 및 망간이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하였다. Magnesium, calcium, manganese and zinc in the amounts shown in Table 3 were charged into a crucible having an inner diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Next, the crucible temperature was raised from about 700 ° C to 750 ° C by using a resistance heating furnace while flowing argon gas around the crucible so that magnesium, calcium, manganese, and zinc in the crucible were not in contact with air, . The crucible was shaken and stirred so that the molten magnesium, calcium and manganese could be well mixed with each other. The completely molten magnesium alloy was cooled to prepare a solid magnesium alloy. In cooling, the crucible was immersed in water for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium so that the molten magnesium alloy was rapidly cooled.

상기 고체상태의 마그네슘 합금을 압출하였고, 압출온도는 400℃이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 15:1로 고정하였다. The solid magnesium alloy was extruded, and the extrusion temperature was 400 ° C. The ratio of reduction in cross-sectional area (extrusion ratio) before and after extrusion was fixed at 15: 1.

Mg(중량%)Mg (% by weight) Ca(중량%)Ca (% by weight) Mn(중량%)Mn (% by weight) Zn(중량%)Zn (% by weight) 실시예3Example 3 8989 1010 1One -- 실시예4Example 4 88.9888.98 9.999.99 -- 1.031.03 실시예5Example 5 86.2986.29 10.810.8 -- 2.912.91 실시예6Example 6 84.4284.42 10.710.7 -- 4.884.88 실시예7Example 7 94.8894.88 4.624.62 -- 0.500.50 실시예8Example 8 94.5294.52 4.724.72 -- 0.760.76 실시예9Example 9 93.8693.86 4.514.51 -- 1.631.63 실시예10Example 10 92.4492.44 4.564.56 -- 3.003.00 실시예11Example 11 91.2391.23 4.654.65 -- 4.124.12 비교예2Comparative Example 2 9595 55 -- -- 비교예3Comparative Example 3 89.989.9 10.110.1 -- -- 비교예4Comparative Example 4 100100 비교예5Comparative Example 5 AZ91: Al: 8.5~9.5%, Zn: 0.45~9%, Mg 잔량AZ91: Al: 8.5 to 9.5%, Zn: 0.45 to 9%, Mg residual amount

Mg: 순도 99.98% Mg, MP21-31-31(상품명, 제조사: TIMMINCO사)
Mg: purity 99.98% Mg, MP21-31-31 (trade name, manufactured by TIMMINCO)

시험예1Test Example 1 : 마그네슘 합금을 이용한 : Using magnesium alloy 생체분해성Biodegradable 임플란트의 기계적 강도 평가 Evaluation of Mechanical Strength of Implant

도 2는 압출전의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이고, 도 3은 압출후의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이다.Fig. 2 shows the result of mechanical strength evaluation of the biodegradable implant before extrusion, and Fig. 3 shows the result of mechanical strength evaluation of the biodegradable implant after extrusion.

도 2는 압출전의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이고, 도 3은 압출후의 생체분해성 임플란트의 기계적 강도평가 결과를 나타낸 것이다.Fig. 2 shows the result of mechanical strength evaluation of the biodegradable implant before extrusion, and Fig. 3 shows the result of mechanical strength evaluation of the biodegradable implant after extrusion.

도 2 및 도 3을 참조하면, 압출 전에는 실시예3이 비교예3에 비해 항복 강도가 220㎫에서 180㎫으로 약간 떨어졌으며, 압출 후에도 320㎫에서 280㎫으로 약간 떨어졌음을 알 수 있다. 하지만, 280㎫는 부하를 받는 임플란트 제품에 충분히 적용가능한 값이므로, 제품적용에 전혀 무리가 없다. 또한, 압출전, 7%~10%에 이르지 못하던 연신율이 압출 후 12%~16%까지 증가하였는데 이는 임플란트가 외부로부터 강한 충격을 받았을 때 견디는 성능이 우수함을 의미한다.Referring to FIGS. 2 and 3, it can be seen that the yield strength of Example 3 was slightly lowered from 220 MPa to 180 MPa before extrusion, and slightly lowered from 320 MPa to 280 MPa after extrusion. However, since 280MPa is a value that can be sufficiently applied to a load-bearing implant product, there is no problem in applying the product. In addition, the elongation, which did not reach 7% ~ 10% before extrusion, increased from 12% to 16% after extrusion, which means that the implant is more resistant to strong impact from the outside.

또한, 실시예4는 강도가 220㎫에서 170㎫으로 떨어졌으나, 압출 후 비교예3과 동등한 320㎫을 유지하였다. 연신율도 압출전 12%에서 압출후 17%로 증가하여 기계적 측면에서도 비교예3과 동등 이상을 유지하고 있다.In Example 4, the strength dropped from 220 MPa to 170 MPa, but after extrusion, 320 MPa, which is equivalent to Comparative Example 3, was maintained. The elongation percentage also increased from 12% before extrusion to 17% after extrusion, maintaining the same or better than Comparative Example 3 in terms of mechanical properties.

한편, 상기에서 말하는 항복 강도는 각 그래프에서 기울기가 변하는 시점에서의 강도를 의미한다.
On the other hand, the above-mentioned yield strength refers to the strength at the time when the slope of each graph changes.

시험예2Test Example 2 : 마그네슘 합금을 이용한 : Using magnesium alloy 생체분해성Biodegradable 임플란트의 부식속도 평가 Evaluation of corrosion rate of implants

실시예3 내지 실시예11, 비교예3 내지 6의 생체분해성 임플란트를 상기 표 2의 조성을 갖는 생체 모사용액에 침지하여, 침지시간에 따른 수소 발생량으로 부식속도를 평가하였다. 그 이유는 일반적으로 임플란트의 부식속도는 마그네슘이 생분해되면 수소가 발생하기 때문에 생체 모사용액에서 수소발생량으로 측정한다.The biodegradable implants of Examples 3 to 11 and Comparative Examples 3 to 6 were immersed in a biocompatible solution having the composition shown in Table 2 and the corrosion rate was evaluated by the amount of hydrogen generated according to immersion time. The reason for this is that the corrosion rate of the implant is generally measured in terms of the amount of hydrogen generated in the biomimetic solution since hydrogen is generated when the magnesium is biodegraded.

도 4는 실시예3, 실시예4 및 비교예3의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타내 그래프이다. 도 5는 압출전의 실시예4 내지 실시예6의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다. 도 6은 압출전의 실시예7 내지 실시예11, 비교예2 및 비교예4의 침지시간에 따른 수소발생량의 결과를 나타낸 그래프이다. 도 7은 아연함량에 따른 수소발생량의 결과를 나타내었다.Fig. 4 is a graph showing the results of hydrogen generation amount according to the immersion time of Example 3, Example 4, and Comparative Example 3. Fig. Fig. 5 is a graph showing the results of hydrogen generation amount according to immersion time in Examples 4 to 6 before extrusion. Fig. FIG. 6 is a graph showing the results of hydrogen generation amount according to immersion time in Examples 7 to 11, Comparative Example 2 and Comparative Example 4 before extrusion. Fig. 7 shows the results of the amount of hydrogen generation according to the zinc content.

도 4를 참조하면, 비교예3은 5시간 이후 급속분해가 시작되지만, 실시예3는 17시간이 지난 후, 급속분해가 시작됨을 알 수 있다. 또한, 실시예4는 침지 후 30일이 경과하여도 급격한 부식현상이 발생하지 않았다. 따라서, 본 발명에 따른 생체분해성 임플란트는 비교예3에 비해 내식성이 우수함을 알 수 있다.Referring to FIG. 4, in Comparative Example 3, rapid decomposition starts after 5 hours, whereas in Example 3, rapid decomposition starts after 17 hours. Further, in Example 4, rapid corrosion did not occur even after 30 days from the immersion. Thus, it can be seen that the biodegradable implant according to the present invention is superior in corrosion resistance as compared with Comparative Example 3.

도 5 및 6을 참조하면, Zn 함량에 따른 부식속도를 알 수 있는데, 아연 함량이 증가할수록 부식속도가 증가함을 알 수 있다.Referring to FIGS. 5 and 6, it can be seen that the corrosion rate according to the Zn content is increased. As the zinc content increases, the corrosion rate increases.

도 7을 참조하면, 수소 발생량 0.5ml/cm2 이 될 때의 Zn함유량별 부식 속도를 보여주었다. 부식속도를 보면 본 합금의 최적 조성은 0.1~5% 이나 바람직하게는 0.1~3%라 할 수 있다. 그 이유는 부식 속도 동일한 구간이 존재하나, 인체에 혹시라도 모를 Zn 부작용을 고려한다면 동일 부식 속도를 구현 한다는 가정하에 Zn 의 함유량이 적은게 좋을 것으로 판단한다.Referring to FIG. 7, the corrosion rate was shown by the Zn content when the hydrogen generation amount was 0.5 ml / cm 2 . The corrosion rate shows that the optimum composition of this alloy is 0.1 to 5%, but preferably 0.1 to 3%. The reason is that although there is the same section of corrosion rate, it is considered that the content of Zn should be low, assuming that the same corrosion rate is realized in consideration of the side effects of Zn, if any.

한편, x축에서 0.5는 실시예7, 0.76은 실시예8, 1.63은 실시예9, 3은 실시예10, 4.12는 실시예11을 나타낸다.
On the other hand, in the x-axis, the values of 0.5 are the values of Example 7, 0.76 of Example 8, 1.63 of Examples 9 and 3, and 10 and 4.12 of Example 10, respectively.

도 8은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 표면을 나타낸 전자현미경 사진이고, 도 9는 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편을 EDS로 분석한 표면 사진이다. 도 10은 도 8에서 나타낸 실시예7의 임플란트 시편에 나타난 부식물을 제거한 사진이다.FIG. 8 is an electron micrograph showing the surface of the implant sample of Example 7 left in the biomimetic solution for 61 hours, and FIG. 9 is a photograph of the surface of the implant sample of Example 7 shown in FIG. FIG. 10 is a photograph of the implant specimen of Example 7 shown in FIG. 8, from which corrosive substances are removed.

도 8 및 도 9를 참조하면, 표면에 부식물이 생성되었음을 알 수 있다. 상기 부식물에 대해 분석해본 결과 구성요소는 표 4에 나타내었다.Referring to FIGS. 8 and 9, it can be seen that corrosive substances are generated on the surface. The analysis results of the above corrosion products are shown in Table 4.

구성요소Component Mass(%)Mass (%) Atom(%)Atom (%) 00 33.07633.076 52.076752.0767 MgMg 5.5805.580 5.78165.7816 PP 19.39819,398 15.778115.7781 CaCa 41.94641.946 26.363526.3635 합계Sum 100.000100,000 100.0000100.0000

표 4를 참조하면, 부식물의 구성요소로 산소가 측정된 것으로 보아, 실시예7의 임플란트 시편이 산화되었다는 것을 알 수 있고, 인과 칼슘은 생체모사 용액에서 유래되었을 것이라 예측할 수 있다. 따라서, 인과 칼슘을 포함하는 부식물로 인해 골의 결합효과가 증대될 것이라는 것을 예측할 수 있다.Referring to Table 4, it can be seen that the implant specimen of Example 7 was oxidized and that the phosphorus and calcium were derived from the biomimetic solution as oxygen was measured as a constituent of the corrosion product. Therefore, it can be predicted that the binding effect of bone will be increased due to phosphorus and calcium-containing corrosive substances.

도 10은 도 8 및 도 9에 나타난 부식물을 제거한 것을 나타낸 사진으로서, 부식물이 제거된 실시예7의 임플란트 시편을 분석한 결과를 표 5에 나타내었다.FIG. 10 is a photograph showing removal of the corrosive substances shown in FIGS. 8 and 9, and Table 5 shows the results of analyzing the implant specimen of Example 7 from which corrosive matter has been removed.

구성요소Component Mass(%)Mass (%) Atom(%)Atom (%) 00 7.7497.749 11.413311.4133 MgMg 90.17890.178 87.425287.4252 PP 0.5210.521 0.39680.3968 CaCa 0.9030.903 0.53050.5305 ZnZn 0.6490.649 0.23420.2342 합계Sum 100.000100,000 100.0000100.0000

표 5를 참조하면, 부식물이 제거된 뒤에도 인과 칼슘이 남아 있는 것을 알 수 있다. 이로 인해 생체모사용액에서 유래된 인과 칼슘은 쉽게 제거되지 않음을 알 수 있다.Referring to Table 5, it can be seen that phosphorus and calcium remain after the corrosion is removed. It can be seen that phosphorus and calcium derived from the biomimetic solution are not easily removed.

도 11은 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편의 단면도이고, 도 12는 도 11의 사진을 확대한 사진이고, 도 13은 61시간 동안 상기 표 2의 생체모사액 속에 방치시킨 실시예7의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.11 is an enlarged photograph of the photograph of Fig. 11, Fig. 13 is an enlarged photograph of the photograph of Fig. 11, and Fig. 13 is a photograph of the implant of the Example 7 left in the biomimetic liquid of Table 2 for 61 hours. (Manufactured by JEOL, product name: JXA-8500F) of Example 7 of the present invention.

도 11 내지 도 13을 참조하면, 마그네슘 사이에 밝은색 선처럼 생긴 것은 Mg2Ca이고, 짙은색 선처럼 생긴 선은 부식된 영역임을 알 수 있다. 검은색 선이 서서히 마그네슘에 파고들면서 부식이 진행됨을 알 수 있다.Referring to FIGS. 11 to 13, it can be seen that Mg 2 Ca appears like a bright color line between magnesium, and a line like a dark color line is a corroded area. It can be seen that the black line gradually rises to magnesium and the corrosion progresses.

도 14는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편의 단면도이다.14 is a cross-sectional view of the implant specimen of Example 8 left in the biomimetic liquid for 61 hours.

도 15는 61시간 동안 생체모사액 속에 방치시킨 실시예8의 임플란트 시편을 WDS(제조사: JEOL, 제품명: JXA-8500F)로 촬영한 사진이다.Fig. 15 is a photograph of the implant specimen of Example 8, which was left in the biomimetic liquid for 61 hours, by WDS (manufacturer: JEOL, product name: JXA-8500F).

도 14 및 도 15를 참조하면, Mg-Ca-Zn의 화합물이 Mg2Ca(Zn)을 감싸준다는 것을 알 수 있고, 아연의 함량이 증가할 때, Mg2Ca에 아연이 더 함유된다는 것을 알 수 있다.
14 and 15, it can be seen that the Mg-Ca-Zn compound surrounds Mg 2 Ca (Zn). When the content of zinc is increased, it is known that Mg 2 Ca further contains zinc .

시험예3Test Example 3 : 마그네슘 합금을 이용한 : Using magnesium alloy 생체분해성Biodegradable 임플란트의 부식속도 평가 Evaluation of corrosion rate of implants

실시예7 내지 실시예11 및 비교예2의 임플란트 시편의 항복강도, 파괴강도 및 연신율을 측정하여 표 6에 나타내었다.The yield strength, fracture strength and elongation of the implant specimens of Examples 7 to 11 and Comparative Example 2 were measured and are shown in Table 6.

항복강도/파괴강도Yield Strength / Breaking Strength 연신율(%)Elongation (%) 실시예7Example 7 84±3/180±1084 ± 3/180 ± 10 11.8±0.411.8 ± 0.4 실시예8Example 8 107±2/240±15107 ± 2/240 ± 15 13.9±0.513.9 ± 0.5 실시예9Example 9 97±2/203±1097 ± 2/203 ± 10 9.5±19.5 ± 1 실시예10Example 10 103±2/255±14103 ± 2/255 ± 14 12.2±0.612.2 ± 0.6 실시예11Example 11 109±2/247±11109 ± 2/247 ± 11 14.6±214.6 ± 2 비교예2Comparative Example 2 87±3/180±1087 ± 3/180 ± 10 10.5±0.310.5 ± 0.3

시험예4 : 마그네슘 합금을 이용한 생체분해성 임플란트에 초음파를 적용했을 때의 부식속도 평가 Test Example 4 : Evaluation of corrosion rate when ultrasonic waves were applied to a biodegradable implant using a magnesium alloy

실시예8의 임플란트 시편을 가로 9.65㎝, 세로 19.66㎝, 두께1.18㎝로 절단 하여 2개의 시편으로 준비하였다. 2개의 시편에 초음파를 적용한 후, 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하여 도 15 및 도 16에 나타내었다.The implant specimen of Example 8 was cut to a width of 9.65 cm, a length of 19.66 cm, and a thickness of 1.18 cm, and prepared as two specimens. Ultrasonic waves were applied to the two specimens and immersed in the biomimetic solution of Table 2 for 3 hours to measure the amount of generated hydrogen. The results are shown in FIGS. 15 and 16.

도 16 및 도 17을 참조하면, 초음파를 적용한 시편이 수소발생량이 많아 부식이 좀 더 빨리 발생하는 것을 알 수 있다.
Referring to FIGS. 16 and 17, it can be seen that the corrosion of the specimen to which the ultrasonic wave is applied occurs more rapidly because the amount of generated hydrogen is large.

실시예12Example 12 내지  To 실시예14Example 14 : : 생체분해성Biodegradable 임플란트 제조 Implant manufacturing

하기 표 7에 기재된 함량의 마그네슘 및 망간을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘 및 망간이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700?에서 750? 범위로 올려 마그네슘 및 망간을 용융하였다. 용융된 마그네슘 및 망간이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하여 생체분해성 임플란트를 제조하였다.Magnesium and manganese in the contents shown in Table 7 below were charged into a crucible having an inner diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Subsequently, argon gas was circulated around the crucible so that magnesium and manganese in the crucible did not come into contact with air, and the crucible temperature was changed from about 700 to 750? To melt magnesium and manganese. The crucible was shaken and stirred so that the molten magnesium and manganese could be mixed well. The completely molten magnesium alloy was cooled to prepare a solid magnesium alloy. In cooling, a crucible was immersed in water for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium, and the molten magnesium alloy was rapidly cooled to prepare a biodegradable implant.

Mg(중량%)Mg (% by weight) Mn(중량%)Mn (% by weight) 실시예12Example 12 잔량Balance 0.00150.0015 실시예13Example 13 잔량Balance 0.0970.097 실시예14Example 14 잔량Balance 0.510.51

Mg: 순도 99.98% Mg, MP21-31-31(상품명, 제조사: TIMMINCO사)
Mg: purity 99.98% Mg, MP21-31-31 (trade name, manufactured by TIMMINCO)

시험예5Test Example 5 : 망간의 함량을 조절한 : The content of manganese 생체분해성Biodegradable 임플란트의 부식속도 평가 Evaluation of corrosion rate of implants

실시예12 내지 14의 임플란트 시편을 가로 9.65㎝, 세로 19.66㎝, 두께1.18㎝로 절단 하여 2개의 시편으로 준비하였다. 2개의 시편에 초음파를 적용한 후, 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하여 도 18에 나타내었다.The implant specimens of Examples 12 to 14 were cut to a width of 9.65 cm, a length of 19.66 cm, and a thickness of 1.18 cm to prepare two specimens. The ultrasonic waves were applied to the two specimens, and immersed in the biomimetic solution of Table 2 for 3 hours, and the amount of generated hydrogen was measured and shown in FIG.

도 18을 참조하면, 망간이 0 초과 1중량% 이하로 포함되면, 50시간 이후에 부식이 발생하기 시작하며, 0.5 중량% 이상으로 망간이 포함되었을 경우 부식특성이 가장 잘 제어됨을 알 수 있다.
Referring to FIG. 18, when manganese is contained in an amount of more than 0 wt% and 1 wt% or less, corrosion begins to occur after 50 hours, and when manganese is contained in an amount of 0.5 wt% or more, corrosion characteristics are best controlled.

시험예6Test Example 6 : 압출한 : Extruded 생체분해성Biodegradable 임플란트의 부식속도 평가 Evaluation of corrosion rate of implants

실시예14의 생체분해성 임플란트를 압출하였고, 압출온도는 400?이었으며, 압출 전후의 단면적 감소비율(압출비)을 25:1로 고정하였다. The biodegradable implant of Example 14 was extruded and the extrusion temperature was 400 占 and the reduction ratio (extrusion ratio) of the cross-sectional area before and after extrusion was fixed at 25: 1.

압출전후의 실시예14의 생체분해성 임플란트를 상기 표 2의 생체모사액에 3시간 동안 침지시키고 수소 발생량을 측정하였다.
The biodegradable implants of Example 14 before and after extrusion were immersed in the biomimetic solution of Table 2 for 3 hours, and the amount of generated hydrogen was measured.

*도 19는 실시예14의 생체분해성 임플란트를 압출하지 않았을 때의 결정립을 나타낸 사진이다.19 is a photograph showing the crystal grains when the biodegradable implant of Example 14 is not extruded.

도 19를 참조하면, 결정립을 따라 PCP 부식이 발생할 것을 알 수 있다.Referring to FIG. 19, it can be seen that PCP corrosion occurs along the crystal grains.

도 20은 실시예14의 생체분해성 임플란트의 압출전후의 부식특성을 나타낸 그래프이다.20 is a graph showing corrosion characteristics before and after extrusion of the biodegradable implant of Example 14. Fig.

도 20을 참조하면, 압출을 실시하지 않으면, 부식특성이 저하되는 것을 알 수 있다.
Referring to FIG. 20, it can be seen that, unless the extrusion is carried out, the corrosion characteristics are degraded.

실시예15Example 15 : : 생체분해성Biodegradable 임플란트 제조 Implant manufacturing

하기 표 8에 기재된 함량의 마그네슘 및 산화마그네슘을 스텐레스강(SUS 410)으로 제작된 내부직경 50㎜의 도가니에 장입하였다. 이어서, 도가니 속의 마그네슘 및 산화마그네슘이 공기와 접촉되지 않도록, 도가니 주위에 아르곤 가스를 흘려주면서, 저항가열로를 이용하여 도가니 온도를 약 700?에서 750? 범위로 올려 마그네슘 및 산화마그네슘을 용융하였다. 용융된 마그네슘 및 산화마그네슘이 서로 잘 섞일 수 있도록 도가니를 흔들어 교반시켰다. 완전히 용융된 마그네슘 합금을 냉각하여, 고체상태의 마그네슘 합금을 제조하였다. 또한, 냉각시킬 때에는, 마그네슘의 기계적 강도를 향상시킬 목적으로 도가니를 물에 침지시켜 용융된 마그네슘 합금이 급속히 냉각되도록 하여 생체분해성 임플란트를 제조하였다.Magnesium and magnesium oxide in the contents shown in Table 8 below were charged into a crucible having an inner diameter of 50 mm made of stainless steel (SUS 410). Subsequently, argon gas was circulated around the crucible so that magnesium and magnesium oxide in the crucible would not be in contact with air, and the crucible temperature was increased from about 700 to 750? Magnesium and magnesium oxide were melted. The crucible was shaken and stirred so that the molten magnesium and magnesium oxide could be mixed well with each other. The completely molten magnesium alloy was cooled to prepare a solid magnesium alloy. In cooling, a crucible was immersed in water for the purpose of improving the mechanical strength of magnesium, and the molten magnesium alloy was rapidly cooled to prepare a biodegradable implant.

Mg(중량%)Mg (% by weight) MgO(중량%)MgO (wt%) 실시예15Example 15 잔량Balance 1010

Mg: 순도 99.98% Mg, MP21-31-31(상품명, 제조사: TIMMINCO사)
Mg: purity 99.98% Mg, MP21-31-31 (trade name, manufactured by TIMMINCO)

시험예7 : 산화마그네슘을 포함한 생체분해성 임플란트의 체내 수소발생량 평가 Test Example 7 : Evaluation of hydrogen production in biodegradable implants containing magnesium oxide

실시예15 및 비교예4를 쥐(rat)의 체내로 삽입하여 체내 수소발생량을 평가하였다.Example 15 and Comparative Example 4 were inserted into rats to evaluate the amount of hydrogen generated in the body.

도 21은 비교예4의 생체분해성 임플란트를 삽입한 쥐(rat)을 촬영한 사진이다.21 is a photograph of a rat in which a biodegradable implant of Comparative Example 4 is inserted.

도 21을 참조하면, 쥐의 체내에서 수소가 발생하여 부풀음 현상이 나타난 것을 알 수 있다.Referring to FIG. 21, it can be seen that hydrogen is generated in the body of a mouse, and a swelling phenomenon occurs.

하지만, 실시예15를 쥐의 체내에 삽입하면 부풀음 현상이 전혀 발생하지 않는다.
However, when Example 15 is inserted into a rat, no swelling occurs.

Claims (35)

하기 화학식 1로 표시되고,
총 중량에 대하여,
Ca은 4.51 내지 10.8 중량%;
X는 0.1 내지 5 중량%; 및
Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트:
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Zn이다.(1)
With respect to the total weight,
Ca from 4.51 to 10.8 wt%;
X is 0.1 to 5 wt%; And
Wherein the Mg comprises a magnesium alloy containing the balance. &Lt; RTI ID = 0.0 > Biodegradable &lt; / RTI &
&Lt; Formula 1 &gt;
Mg-Ca-X
In Formula 1, X is Zn. 청구항 1에 있어서,
상기 마그네슘 합금은
총 중량에 대하여,
상기 Ca은 4.51 내지 10.8 중량%;
상기 X는 0.5 내지 4.88 중량%; 및
상기 Mg은 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method according to claim 1,
The magnesium alloy
With respect to the total weight,
The Ca content is 4.51 to 10.8 wt%;
X is 0.5 to 4.88 wt%; And
Lt; RTI ID = 0.0 &gt; Mg. &Lt; / RTI &gt; 청구항 1에 있어서,
상기 마그네슘 합금은
총 중량에 대하여,
상기 Ca은 4.51 내지 10.8 중량%;
상기 X는 0.76 내지 3 중량%; 및
상기 Mg은 잔량을 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method according to claim 1,
The magnesium alloy
With respect to the total weight,
The Ca content is 4.51 to 10.8 wt%;
X is 0.76 to 3 wt%; And
Lt; RTI ID = 0.0 &gt; Mg. &Lt; / RTI &gt; 청구항 1에 있어서,
상기 마그네슘 합금은 다공성 구조체의 기공에 충진되는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method according to claim 1,
Wherein the magnesium alloy is filled in the pores of the porous structure. 청구항 4에 있어서,
상기 다공성 구조체는 기공율이 5 내지 95%인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method of claim 4,
Wherein the porous structure has a porosity of 5 to 95%. 청구항 4에 있어서,
상기 다공성 구조체는 금속, 세라믹 및 고분자로 이루어진 군에서 선택되는 1종으로 제조된 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method of claim 4,
Wherein the porous structure is made of one selected from the group consisting of metals, ceramics, and polymers. 청구항 6에 있어서,
상기 금속은 타이타늄 또는 타이타늄 합금, 코발트-크롬합금 및 스테인레스로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method of claim 6,
Wherein the metal is at least one selected from the group consisting of titanium or titanium alloy, cobalt-chromium alloy, and stainless steel. 청구항 6에 있어서,
상기 세라믹은 칼슘 포스페이트(Calcium Phosphate), 알루미나, 지르코니아 및 마그네시아로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method of claim 6,
Wherein the ceramic is at least one selected from the group consisting of calcium phosphate, alumina, zirconia, and magnesia. 청구항 6에 있어서,
상기 고분자는 폴리에틸렌, 폴리유산(polylactic acids, PLA), 폴리글리콜산(polyglycolic acid, PGA), 또는 이들의 공중합체(copolymer)인 PLGA로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method of claim 6,
Wherein the polymer is at least one selected from the group consisting of polyethylene, polylactic acids (PLA), polyglycolic acid (PGA), and copolymers thereof. . 청구항 1에 있어서,
상기 임플란트는 정형외과, 치과, 성형외과 및 혈관으로 이루어진 군에서 선택되는 1종의 용도로 사용하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트.The method according to claim 1,
Wherein the implant is used for one kind of application selected from the group consisting of orthopedics, dentistry, plastic surgery, and blood vessels. ⅰ)하기 화학식 1로 표시되는 총 중량에 대하여, Ca은 4.51 내지 10.8 중량% , X는 0.1 내지 5 중량% 및 Mg은 잔량을 포함하는 마그네슘 합금을 제공하는 단계; 및
ⅱ)상기 마그네슘 합금을 성형하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법:
<화학식 1>
Mg-Ca-X
상기 화학식 1에서, X는 Zn이다.I) providing a magnesium alloy comprising 4.51 to 10.8 wt% of Ca, 0.1 to 5 wt% of Ca, and a balance of Mg, based on the total weight expressed by the following formula (1); And
Ii) molding the magnesium alloy. 2. The method of claim 1,
&Lt; Formula 1 >
Mg-Ca-X
In Formula 1, X is Zn. 청구항 11에 있어서,
상기 ⅰ)단계는,
ⅰ-1)다공성 구조체를 준비하는 단계; 및
ⅰ-2)상기 다공성 구조체의 기공을 상기 마그네슘 합금으로 충진시키는 단계를 추가로 포함하는 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.The method of claim 11,
The step (i)
I-1) preparing a porous structure; And
I-2) filling the pores of the porous structure with the magnesium alloy. 청구항 11에 있어서,
상기 ⅱ)단계는 상기 마그네슘 합금을 냉각방법, 압출방법 및 금속가공방법으로 이루어진 군에서 선택되는 1종 이상으로 성형하는 단계인 것을 특징으로 하는 생체분해성 임플란트의 제조방법.The method of claim 11,
Wherein the step (ii) is a step of molding the magnesium alloy into at least one selected from the group consisting of a cooling method, an extrusion method, and a metal working method. 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete 삭제delete
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'생체분해성 활성 금속소재 개발 및 응용', 재료마당 2009년 제22권 제1호, 2009년2월, pp.29~35, 석현광 외 7명, 대한금속재료학회 *

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