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서 론

 상실된 치아의 기능적 , 심미적인 수복을 위하여 치과 임 플란트가 소개된 이래로 임플란트는 무치악 환자에서 부 분 무치악 또는 단일치 상실에 이르기까지 치과보철영역의 일반적인 술식의 하나로서 적용되고 있다 . 이와 같이 임플란트의 임상적 활용범위가 점차적으로 증가함과 더불어 불량한 골질이나 골 이식이 수반되는 경우 등 더욱 불리한 조건에서 임플란트 시술의 성공률을 높이기 위한 연구들이 계속되어왔다 . 이러한 관점에서 치과 임플란트 시 장에서도 더 넓은 골 접촉을 유도하여 임플란트의 골 유착을 증가시키기 위한 여러 가지의 재질과 디자인 , 그리고 여러 가지 표면 처리 기법을 이용한 새로운 임플란트 들이 지속적으로 개발되고 유통되어 왔다 [1,2]. Albrektsson 등[3]은 골 유착을 얻는데 임플란트의 재질 , 디자인 , 표 면형상 , 골의 상태 , 수술기법 , 부하 조건 등이 중요하다고 하였으며 , Glauser 등[4]은 상대적으로 약한 골질일수 록 임플란트 디자인과 표면 처리 양상이 골 유착에 많은 영향을 줄 수 있다고 하였다 . 또한 선반 가공하여 매끈 한 표면을 갖는 티타늄 임플란트가 우수한 생체 적합성과 조직 안정성을 갖지만 골 밀도가 낮은 type IV 골에 매식한 경우에는 성공률이 55-85% 로 낮은 것으로 보고되었다[5]. 이와 같은 연구들을 바탕으로 골질이 불량하 거나 골 이식 등의 처치가 필요한 곳에서 성공률을 높이고 임플란트의 초기 안정성과 골 유착을 향상시키기 위해 여러 가지 임플란트 표면 처리 기법들이 시도되어왔다.

 임플란트 표면 처리 방법으로는 크게 티타늄 입자나 수 산화인회석 (Hydroxyapatite, HA) 등의 분말을 임플란트 고정체 표면에 부착시키는 코팅법과 etching 이나 sintering 등의 방법을 이용하여 임플란트 표면의 거칠기를 변화시 키는 비코팅법이 있다 [6]. 이러한 방법들 중 HA를 티타늄 임플란트 표면에 코팅하는 방법은 HA가 골의 무기질 성분[Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂]과 화학적 , 결정학적으로 동일한 물질로서 생체 활성을 지니고 골 결합력을 증대시키며 생 체적합성이 우수하다는 점에서 소개되었다 [7,8]. HA 를티 타늄 임플란트 표면에 코팅하는 방법 중 상업적으로 많이 사용되는 방법은 plasma spray 를 이용하는 방법이다 . 이 방법은 높은 온도로 HA 미세입자를 녹인 후 부착시킴으로써 평활한 티타늄 임플란트의 생리학적 , 면역학적 , 화학적 안정성 등의 문제를 어느 정도 해결하였으나 가공 과정의 높은 온도와 두꺼운 피막 두께로 인하여 티타늄과의 약한 결합력이나 상의 불안정성과 같은 문제점들 이 보고 되었으며 , 이로 인하여 용해와 탈락이 급속히 진행됨으로써 임플란트와 코팅의 결합이 약화되거나 골 조직과 임플란트 고정이 약해지는 문제점들이 보고되었다 [9-11]. 이러한 문제점을 해결하기 위하여 Chemical vapordeposition (CVD), Pulsed laser deposition, Ion-beam deposition, Sol-gel routes, Radio Frequency (RF) mag­netron sputtering 등의 피복방법들이 더 얇은 HA 코팅 층 을 형성하여 임플란트와의 결합력을 높이고 생체 활성이 우수하며 임플란트 자체 표면의 형태를 크게 변형시키지 않으면서 표면을 화학적으로 개선하기 위하여 개발되어 왔다[12-14]. 이들 방법 중 RF magnetron sputtering 방법은 ion plating, ion implantation 등과 함께 반도체 사업에 많이 사용되는 이온박막 코팅법 중의 하나로서 코 팅의 두께가 얇고 (0.5-2.5 µm) 균일하며 치밀하고 부착력 이 우수한 코팅을 얻을 수 있다는 장점을 가지고 있다 [12].

 임플란트 코팅에 사용될 수 있는 수산화인회석은 합성 수산화인회석 (synthetic HA) 과 천연 수산화인회석 (natural HA)으로 구분될 수있다 . 천연 수산화인회석은 바다 속 산호(corals) 나 해조류 (sea algae), 또는 인간이나 동물의 뼈나 치아로부터 채취된다 . 이는 합성 수산화인회석과 비 교하여 결정의 크기가 상대적으로 더 작아 세포증식에 더 유리하며 용해성이 더 낮다고 알려져 왔다 [15,16]. 이들 천연 수산화인회석 중 치아로부터 추출되는 치아 회 분말(particulate dentin) 은 합성 수산화인회석이나 천연자 원에서 가공하여 얻은 수산화 인회석이 가공이 어렵고 가격이 비싼 단점이 있는 반면 , 쉽게 얻을 수 있고 가격이 저렴한 장점을 갖는다 . 이러한 점에서 치아 회분말을 골 이식부위에 골 대체 재료로서 사용하는 많은 연구들이 보고 되고 있다 [16-18]. 그러나 티타늄 임플란트의 표면처 리에 있어서 합성 수산화인회석이나 동종 골이나 이종 골에서 채취한 수산화인회석을 이용한 연구들에 비하여 치아 회분말을 이용한 티타늄 표면코팅은 현재까지도 연구가 부족한 상황이다 .

이에 이번 연구에서는 순수 티타늄 임플란트 표면에 이온 박막술의 하나인 RF magnetron sputtering 방법을 이용하여 상아질 회분말을 코팅하였을 때 표면 특성과 코팅에 대한 세포부착 등을 평가하여 생체 적합성 및 향후 임상적 적용의 가능성이 있는지 알아보고자 한다 .  

재료 및 방법

실험재료

 본 연구에서는 상아질 회분말을 코팅하기 위한 티타늄 모체로 상업적으로 순수한 티타늄(ASTM grade II cp-Ti) 을 사용하였다 . 디스크 형태의 각 시편은 직경 15 mm 와 25 mm, 두께 1mm 로 30개씩 제작되었다 . 각각의 시편은 240, 400, 600 grit 의 silicon carbide papers로순 서적으로 습식 연마 (wet grinding) 되어 형성되며 표면에 존재하는 잔류 유기물 및 불순물 제거를 위해 아세톤과 알코올, 증류수에서 각 10분간 초음파 세척을 시행하였다 .

코팅을 형성하기 전 티타늄 디스크 표면에 존재하는 산 화물을 제거하기 위해 이온 세정을 시행하였다 . Sputtering 시에는 불활성 가스인 아르곤 (Ar) 을 사용하였으며 , bias −900 V 와 Ar 50 sccm 과 20 mTorr 의 공정 압력에서 60 분 동안 세정하였다 .  

 상아질 회분말 타겟을 제조하기 위해 아말감이나 레진 등의 치아 수복물이 없고 충치가 없는 발거된 치아를 흐르는 물에 씻고 1%의소독액(15% Centrimide 와 1.5% Chlorhexidine) 에 10분간 담가둔 다음 1% 농도의 sodium hypochloride 액에 넣어단백질을 제거(deproteinized) 하고 물에서 다시 세척하였다. 그 다음 5^o C/min 속도로 2~3시간 동안 850^o C까지 유지하는 calcination 방법[9,16] 을 이용하여 상아질과 법랑질을 분리하였다 . 분리된 상아질 입자를 30초 동안 분쇄기로 분쇄한 후 소결 (sintering) 및 건조 압박(dry pressing) 하여 HA 타겟을 형성하였다 .

 순수 티타늄 모체위에 상아질 회분말 코팅은 RF Mag­netron Sputter (A-Tech System Co. Korea)를 이용하였다. RF magnetron sputtering방법[15] 은 아르곤 가스를 진공 상태의 챔버 내로 주입하여 코팅하고자 하는 타겟 물질과 충돌시켜 플라즈마를 생성시킨 후 영구자석에서 발생하는 자속(flux) 에 의해 집진하여 기판(substrate) 에 코팅시키는 방법이다 . 이러한 집진이 이루어질경우 타겟 주위로 자기장을 형성하여 전자들을 접속하고 이온화 율을 증가시키며 발생한 플라즈마가 균일하게 되어 결과적으로 균일한 코팅을 형성할 수 있다. 이번 연구에 사용한 증착 조건은 다음과 같다 (Table 1).

Table 1. Coating Conditions for Dentin-Derived HA by RF Magnetron Sputtering Method

코팅의 표면분석

주사 전자 현미경 (S-4700, Hitachi, Japan) 으로 코팅의 표면 형상과 절단면을 관찰하였다. 코팅 층의 성분 분석은 EDX 분석기 (Energy Dispersive X-ray micro analyzer) 를 이용하여 관찰하였다 . AFM (MNAFM-2, Digital instru­ments, USA) 으로 코팅 표면의 거칠기와 형상을 관찰하였 고 surface profiler (DH-7, ASMETO-DIAVITE, SWISS) 를 이용하여 각각의 거칠기를 측정하였다 .  

부식실험

동전위 분극 시험법(potentiodynamic polarization test) 을 통해 부식전위와전류밀도 및부동태피막형성영역을 관찰하였다. 부식실험을 위한 시편들은 10 × 10 mm²  의 면적만 노출시키고 나머지 부분은 레진으로 감쌌다. 1000 ml 의 용량을 가진 분극실험 용기에 전해액인 인산 완충 생리 식염수(phosphate buffered saline) 를 600 ml 넣 고 부식실험 30분 전부터 아르곤 가스를 흘려보내 전해액 내의 용존산소를 제거해 비산화성 환경을 형성한 후 부식 측정 장비인 Potentiostat (2274, PARSTAT, USA) 에 연결하였다. 기준 전극은 SCE (saturated calomel electrode) 로 구성되고 보조전극은 백금선(platinum wire) 을 사용하였으 며 작업 전극으로는 각각의 준비된 시편을 사용하였다 . 양극 분극곡선을 얻기 위해 Potentiostat 에 연결한 전위차 발생장치에서 전위주사속도를 100 mV/min 으로 전위 주사범위는 −1000 mV ~ +2000 mV 까지 측정하였고 실험시 마다 시편과 부식액을 교환하였다 .  

세포배양

 백서 태자 두개관에서 골모 세포의 채취는 순차적인 교원질 분해효소 추출법 (Type II, Invitrogen, USA) 을 이용하였다 . 태령 21일째의 Sprague-Dawley 백서 태자 두개관을 채취하여 순차적인 세포 수집과정을 거쳐 세포를 수집하고 10% 우태아 혈청(heat-inactivated fetal bovine serum), 100 mg/ml penicillin, 그리고 100 mg/ml strepto­mycin 이 포함된 BGJb배지(Life Technologies, USA) 에서 배양하였다 .

 사람의 치은 섬유모세포는 이전에 기술된 채취 방법에 의해 채취하였다 (Layman and Diedrich, 1987). 치은조직을 작은 조각으로 잘라 37^o C, 5% CO₂ -95% air 의 습한 조건에서 10% 우태아 혈청(FBS), 100 mg/ml penicillin, 100 mg/ml streptomycin 을 포함한 Dulbecco's modified Eagle's medium (DMEM) 에서 배양되었다 . 이번 연구에서는 5-9세대의 치은 섬유모세포가 사용되었다 . 

이후 인간 치은 섬유모 세포와 백서태자 두개관 세포들 은 SEM 을 이용하여 세포부착과 성장을 관찰하였다 . 세포들을 10% FBS 를 포함한 BGJb 배지 내에서 1 × 10⁴  cell/ ml의 밀도로 배양하고 배양 3일후 배양접시는 인산 완충 생리식염수(PBS) 로 3번 세척되었고 100 mM cacodylate buffer 내에서 2.5% glutaraldehyde 로 고정되었다 . 시편들은 각각 30%, 60%, 95%, 100% 로 점차적으로 농도가 증가된 에탄올 내에서 탈수되고 15분간 hexamethyldisilazane (Sigma, USA) 내에 침전시킨 후 공기 중에서 건조하고 알루미늄 판 위에 올리고 탄소로 코팅하여 SEM 으로 관찰하였다  

세포증식도 검사

 시편들을 12-well plate 에 넣고 백서태자 두개관세포를 1 × 10⁴  cell/ml 의 밀도로 분주하고 1일과 3일간 배양하였 다. 배양 후 세포증식도 검사는 MTT assay (CellTiter 96 AQueous, Promega, USA) 를 이용하였다 . 제조사의 지시대로 포마잔 (formazan) 의 양을 490 nm 파장에서 enzyme-linked immunoabsorbent assay (ELISA) plate reader (Microplate Manager^TM , BioRad, USA) 를 이용하여 측정하였다.

통계적 분석

본 연구에서는 통계 프로그램인 SPSS Version 14.0 을 이용하였으며 표면 거칠기와 세포증식도의 각 실험군 간 유의성 검정은 ANOVA 후에 Student t-test 를 이용하였 다. 각각의 통계적 유의성은 P < 0.05 로 평가하였다.  

결과

코팅의 표면 분석

주사 전자 현미경 관찰

RF magnetron sputtering 방법으로 코팅한 시편을 주사 전자 현미경을 이용하여 절단면과 표면의 형상을 관찰하였다. 이번 실험에 사용된 RF magnetron sputtering 방법을 사용한코팅시 , 기저금속인 티타늄의 변형이 거의 나타나지 않으며 0.3 µm의 얇고 균일한 두께의 코팅 층이 형성되었다 (Fig. 1). 티타늄 기저 금속위에 상아질 회분말의 코팅 형상을 관찰하기 위해 각각 500배 , 1000 배로 확대하여 관찰한 결과 상아질 회분말이 전반적으로 분포되어 균일하게 코팅되었다 (Fig. 2).  

Fig. 1. The cross sectional SEM image of dentin-derived HA coated titanium by RF magnetron sputter.

Fig. 2. The SEM image of dentin-derived HA coated titanium(× 500, × 1000).

EDX 분석

EDX 분석 결과 HA의 주성분인 Ca과 P 이온이 기저 금속인 티타늄의 이온들과 함께 검출되었다 . 검출된 Ca/P 비율은 1.97 로서 일반적인 골 수산회인회석의 Ca/P 비율 인 1.67보다 약간 높게 나타났다(Fig. 3). 

Fig. 3. EDX profile of dentin-derived HA coated titanium surface.

Fig. 4. AFM images of cp-Ti (a) and dentin-derived HA coated titanium (b).

Table 2. Surface Roughness of cp-Ti and Dentin-Derived HA Coated Titanium

원자간력 현미경 (AFM) 관찰과 표면 거칠기 측정

AFM 분석 결과 순수 티타늄시편과 비교하여 티타늄에 상아질 회분말을 코팅한 표면 형상에서 결정의 성장이 일어남을 관찰할 수 있었다 (Fig. 4). 각각의 시편은 surface profiler 를 이용하여 8번에 걸쳐 거칠기 측정을 시행하였으며 평균값은 순수 티타늄 시편이 0.27 ± 0.08 µm, 상아 질 회분말 코팅 시편은 1.7 ± 0.3 µm로서 상아질 회분말 코팅 시편이 순수티타늄 시편보다 더 거친 표면을 갖고 있었다 (Table 2, P < 0.01). 

부식 실험

동전위 분극 시험을 이용한 부식실험 결과 , 순수 티타늄 시편과 상아질 회분말 코팅 시편을 비교 시 상아질 회분말 코팅 시편에서 더욱 안정적인 부동태 피막 (passive film) 이 형성됨이 관찰되었다(Fig. 5).  

Fig. 5. Anodic polarization curves of cp-Ti (a) and dentin-derived HA coated titanium (b).

Fig. 6. Photomicrograph of SEM (× 500) findings at day 3. Fetal rat calvarial cells on cp-Ti (a), and dentin-derived HA coated titanium (b) surfaces, Human gingival fibroblasts on cp-Ti (c) and dentin-derived HA coated titanium (d) surfaces.

Fig. 7. Cell proliferation after 1 day and 3 days of cp-Ti and dentinderived HA coated titanium (DDHA) surfaces.

코팅 표면의 세포부착

순수 티타늄과 상아질 회분말로 코팅된 티타늄 표면에 서의 백서태자 두개관 세포와 인간 치은 섬유모 세포의 부착과 성장을 SEM 을 이용하여 관찰하였다. 이들 세포 들은 순수 티타늄 시편과 상아질 회분말 코팅 시편위에 서 방추형으로 서로 잘 연결되어 있었다 (Fig. 6).  

세포증식도

 상아질 회분말로 코팅된 티타늄의 세포증식도를 1일과 3일째 관찰하였다 (Fig. 7). 순수 티타늄의 세포증식도를 기준으로 하였을 때 상아질 회분말로 코팅된 티타늄은 1 일과 3일째 각각 89% 와 93% 로 순수 타이타늄에서와 비 슷한 세포증식도를 나타내었다.

고 찰

치과 임플란트의 표면형태는 임플란트의 임상적 활용범 위의 증가와 더불어 최근 수 년 동안 급속한 변화와 발전을 이루고 있다 . 이는 임플란트 표면의 형태가 임플란 트 고정체의 표면적을 증가시킴으로써 티타늄표면과 골과의 접촉면적을 높여 골 유착을 증대시키고 응력분산에 유리하여 임플란트의 초기고정과 장기적인 유지에 큰 영향을 끼치기 때문이다 .  

임플란트 표면 처리 방법은 임플란트 표면에 HA나티 타늄입자를 부착시키는 기계적 방법과 표면을 화학적으로 처리하여 거칠기를 증가시키는 화학적 방법이 있다. 코팅에 사용되는 HA는 크게 합성 수산화인회석 (synthetic HA)과 천연 수산화인회석 (natural HA) 으로 나눌 수있 다. 합성 수산화인회석은 골과 비교 시 결정의 크기가 더 크고 결정구조 간에 가교 (crystal bridge) 가 있으며 더적 은 표면적과 더 높은 결정화 정도를 갖고 자연 골보다 더 늦은 골 리모델링을 유도한다 . 반면 천연 수산화인회 석은 결정화 크기가 더 작아 세포증식에 유리하며 용해 성이 더 낮다 . 이러한 이유로 여러 연구에서 골 이식재나 임플란트 표면코팅에 합성 수산화인회석보다 천연 수산화 인회석을 이용하고 있다 . 천연 수산화인회석을 사용 시 중요한 점은 안정성이다 . 즉, Creutzfeldt-Jacopson disease (CJD) 나 AIDS 등의 교차 감염을 고려하여야 한다[10].  

이번 연구에서는 천연 수산화인회석으로서 상아질 회분 말(dentin derived HA) 을 이용하였으며 850^o C까지 유지하는 calcination 방법을 이용함으로써 치아의 법랑질과 상아질의 분리를 쉽게 하는 역할과 더불어 이러한 교차 감염의 문제를 해결할 수 있었다 . 어떠한 바이러스나 프리온(prions)도 이러한 높은 온도에서 생존할 수 없기 때문이다[9,10]. 
 

 de Groot [19] 에 의해 처음 개발된 plasma spray 에의 한 HA 코팅은 골과의 결합이 치밀하고 결합면적이 크며 치유과정도 빠르다고 보고 되었다 . 그러나 이 방법은 높은 온도에서 이루어짐으로써 피복층의 화학적 불균일성 , 인체 내에서의 퇴화, 흡수, 낮은 역학적특성등이 문제 점으로 지적되었다 . 이러한 단점들로 인하여 HA 코팅 임플란트가 초기 고정은 우수하나 장기적인 유지에 있어서 는 문제를 갖는다는 연구 결과들이 보고되었다 . 따라서 HA의 우수한 골 전도력을 이용하고 plasma spray 방법 이 갖는 문제들을 해결하기 위하여 여러 가지 피복 방법들이 소개되었다 . 이번 연구에서는 이온 박막 기술 중의 하나인 RF magnetron sputter 를 이용하여 HA를 코팅하 였다. 이는 고진공 상태에서 증발원에 아르곤 등 불활성 기체의 전자빔을 주사하여 증발원을 녹여 증발시키고 여기서 생성되는 증발체 증기가 진공의 공간 안을 직선 비 행하여 기판에 달라붙도록 유도하여 더욱 견고하게 코팅 될 수 있도록 하는 방법이다 [12,13].

Plasma spray 법의 또 다른 단점으로 두꺼운 피막두께 (30-50 µm)와 피복층의 불균일성을 들 수 있다 . Nelea 등 [12] 은 RF magnetron sputtering 을 이용하여 HA를 코팅 한 결과 HA의 결정을 유지하고 우수한 기계적 특성을 갖는 우수한 HA의 얇은 피막을 형성함을 보고한 바 있다. 이번 연구에서도 magnetron sputtering 방법으로 코팅한 시편의 주사전자현미경 관찰에서 티타늄 위에 0.3 µm 의 얇고 균일한 두께의 상아질 회분말 코팅을 관찰할 수 있었으며 티타늄 위에 전반적으로 코팅이 형성되었음을 관찰할 수 있었다 .   

EDX를 이용하여 코팅의 성분을 분석한 결과 HA의 주 성분인 Ca과 P 이온이 모재인 티타늄과 함께 검출되었 다. 따라서 상아질 회분말이 티타늄 표면에 형성되었다고 사료된다 . 임플란트의 안정은 코팅의 용해에 크게 영향을 받는다. 빠른 용해율은 코팅 층의 붕괴와 결합력을 감소시키고 결국 임플란트를 조직으로부터 분리시킨다. 반면 용해 속도가 적절히조절된 경우 피복층의 용해된 부위에 뼈가 성장해 들어감으로써 교체될 수 있는 시간을 제공한다. 용해도를 조절하는 방법으로는 코팅 층에 대한 열처리를 통해 결정화를 증가시킴으로써 용해도를 낮추 는 방법이 있으나 열처리 과정 중 코팅 층의 균열을 야 기할 수 있는 문제점이 있다[20]. 또다른 방법으로는 Ca/P의비율을조절하는 것이다 [21,22]. 이와 같이 Ca/P 비율에 따라 생체 내에서의 용해도와 생체 친화성이 달 라 Ca/P 비율은 임플란트의 수명에 큰 영향을 미친다. 다른 연구들에서는 피복층의 Ca/P의비율이 1.67 에 근접한 경우 HA형태의 상이 형성된다 하였다[23]. 이번 연구 결과 , EDX 분석을 통해 검출된 Ca/P 비율은 1.97 로 서 이상적인 비율인 1.67 보다 약간 높게 나타났다. 이러한 차이는 치아와 골의 Ca/P 의비율의 차이 , calcination 과정중의 높은 열로 인한 변화 , RF magnetron sputtering 처리 과정에서 Ca, P의 분해가 일어나면서 발생되는 코팅 박막상의 성분 변화 등에 의한 것으로 생각되며 Ca/ P의조절은 코팅조건의 개선과 함께 더 연구되어야할 것으로 생각된다 .  

 임플란트 표면 형상과 거칠기는 임플란트와 조직계면에서 골 형성의 양과 질에 크게 영향을 미칠 수 있다 . 특히 표면 거칠기의 경우 여러 연구에서 거친 표면이 골 형성과 골 유착에 유리함이 보고 된 바 있다 [24]. 표면 거칠기의 증가는 생체 역학적 결합을 증가시킨다. 현미경상 에서 임플란트 표면은 인접한 세포에 영향을 끼친다. 즉, 거친 표면에 배양된 세포에서 세포간질의 생산과 ALP 발 현이 증가되고 좀 더 분화된 골모세포 양상을 보인다고 하였다. 또한 표면 거칠기는 금속의 젖음성(wettability) 양상에 영향을 줄 수 있다 . 이는 표면에 침착되는 단백질의 형상과 구성에 영향을 줄 수 있고 세포유착에 중요 하다고 하였다 [25,26]. 이러한 생체 역학적 결합의 증가 와 더불어 거친 표면 임플란트는 골과의 접촉 면적을 증가시켜 짧은 길이의 임플란트에서도 성공률이 높다고 하였으며 불량한 골질에서도 더 우수한 임상성적 및 성공률을 보였다 . 이번 연구에서는 표면 형상과 거칠기를 AFM 으로 관찰하고 surface profiler를 이용해 거칠기를 측정한 결과 순수 티타늄 시편과 비교하여 상아질 회분말을 코팅한 표면 형상에서 결정의 성장이 일어남을 관찰할 수 있었으며 순수 티타늄 시편이 0.27 ± 0.08 µm의 거칠기를 보인 반면 평균 1.7 ± 0.3 µm의 표면 거칠기를 보였다. 이는 상아질 회분말로 코팅된 시편이 순수 티타늄 보다 더거친 표면을 갖고 있으며 , Wennerberg[27] 의 연구에서 이상적인 골 반응을 위한 최적의 표면 거칠기로 언급한 1.5 µm와 유사한 거칠기를 보였다 .

 치과 임플란트에 사용된 생체적합성 금속의 부식저항성은 단순히 임플란트의 수명뿐 아니라 생체 내 일어나는 부식작용의 유해성에 대항하는 보호 작용의 관점에서도 매우 중요한 요소이다 . 부식산물 즉, 지속적인 금속이온의 유출은 세포대사에 영향을 줄 수 있다 [28,29]. 티타늄이나 티타늄합금은 TiO₂ 의 생성으로 인하여 부식저항이 높다고 알려져 있다 . 하지만 체내에서 오랜 시간동안 유지시에는 지속적으로 소량의 금속이온이 유출된다 . HA 코팅에 대한 연구는 HA코팅 층이 티타늄의 금속 이온 유출을 막는 보호성막 (protective layer) 로 작용함으로서 부식저항을 증가시킬 수 있다고 보고하고 있다 [30]. 이번 연구에서는 부식 실험 결과, 상아질 회분말로 코팅한 시편에서 부식 전류밀도가 낮게 나타나고 부동태 피막의 형성이 더욱 안정적으로 나타남으로써 상아질 회분말 코팅이 티타늄 임플란트의 부식저항성을 더욱 증가시키는 역할을 한다는 다른 연구 [30] 를 뒷받침하였다 .

순수 티타늄과 상아질 회분말로 코팅된 티타늄 표면에 서의 골모세포와 치은 섬유모세포의 부착과 성장을 관찰 하기 위해 백서 태자 두개관과 사람의 치은으로부터 세포를 채취하였다 [31,32]. 각 시편 위에 배양된 세포를 SEM 을 이용하여 관찰하였으며 이는 표면의 성분과 형태 에 대한 세포의 반응을 보여준다 . 이번 연구에서는 SEM 관찰결과 세포들이 순수 티타늄 시편과 상아질 회분말 코팅 시편 모두에서 방추형으로 서로 잘 연결되어 있다 . 또한 세포 부착과 성장에 특이할 만한 형태적인 변화가 관찰되지 않아 이들 표면이 세포에 독성을 보이지 않고 안정적임을 의미하며 , 이것은 다른 연구 [22] 에서 관찰된 것과 일치하였다 . 표면 거칠기는 골모세포의 증식과 단백질 합성에 영향을 미친다는 보고들이 많다 . Saito 등 [33] 과 Le Guehenncec 등[34] 은 배양 초기에는 매끈한 표면의 순수 티타늄에서 거친 표면에서보다 세포증식도가 증가하지만 7일 이상의 장기간 배양에서는 차이가 없다고 하였다 . 이번 연구에서도 1일째에는 상아질 회분말로 코팅된 티타늄 표면의 세포 증식도가 순수 티타늄의 것에 비해 다소 낮았으나 3일째에는 두 군 모두 거의 비슷한 증식도를 보였다 . 따라서 세포부착을 관찰한 주사전 자현미경적 소견과 세포증식도 결과로 볼 때 상아질 회 분말로 코팅된 티타늄 표면은 독성이 없는 우수한 생체 적합성을 보인다고 생각된다 .  

 이상의 연구 결과는 티타늄 시편 위에 상아질 회분말을 RF magnetron sputtering 방법을 이용하여 코팅 시 표면 특성과 생체 적합성이 우수하게 나타나 상아질 회분말을 순수 티타늄이나 티타늄 합금에 코팅하여 정형외과및치 과용 임플란트에 사용될 수 있을 것으로 생각된다 . 향후 코팅방법 및 조건의 변화에 따른 상아질 회분말 코팅의 물리적 특성을 평가하고 생체 내에서의 세포 반응 등을 실험하는 연구들이 지속되어야할 것으로 생각된다 .