A Study on the Bonding Strength of Titanium Artificial Teeth for Baking Dental Ceramics using Micro-arc Oxidation Surface Treatment Technology

마이크로 아크 산화 표면처리 기술을 활용한 치과도재 소부용 티타늄 인공치아 결합강도 연구

Abstract

The bonding strength [ISO22674] test was conducted by firing a dedicated ceramic powder on the surface of the dental titanium material treated with micro-arc oxidation. In the test group, an average result value of 34.34 MPa was obtained, and in the control group, a result value of 21.53 MPa was obtained. The bonding strength of the test group was higher than that of the control group by 12.81 MPa, resulting in a 37% improvement in durability of the dental artificial tooth ceramic restoration.

1. 서론

마이크로 아크산화(Plasma Electrolytic Oxidation, PEO) 표면처리 기술은 전해액 내에서 금속소재의 표면에 제한적인 플라즈마 방전을 유도하고, 그 에너지를 이용하여 모재표면을 세라믹 층으로 변화시키는 기술로서, 극도로 치밀하고 밀착성이 매우 우수한 세라믹 박막층 형성이 가능한 경제 적, 친환경적 공정기술로 1999년 Yerokhin등에 의해 전반적인 이론 및 공정기술에 대한 연구논문이 발표되어[1] 기술의 원리가 부동태 피막이 있는 양극에 전압을 높이면, 피막 내부를 투과하는 마이크로 방전이 발생하여 기지금속까지 도달하며, Fig. 1과 같이 이 과정에서 산화피막이 재용해 되어 치밀한 피막층이 형성된다고 보고하였다 [2-6].

Fig. 1 Plasma Electrolytic Oxidation process schematic

Fig. 2는 치과 보철 분야에 사용되는 수복용 인공치아 보철물의 경우 도재(Crown)의 하부에 금속을 사용하는 금속도재관(porcelain fused of metal crown, PFM)이 가장 많이 사용되고 있으 며, 반투명성 자연치아 색상표현을 위해 금속 표면에 오펙층(Opaque)을 형성하고 도재를 축성 및 소성을 통해 제작한다[7].

Fig. 2 Dental artificial tooth prosthesis problems

금속도재관의 경우 크게 3가지 문제점이 발생 하는데, (i) 크라운 하부에 금속 코핑을 강화한 심미수복재료로써 반투명 크라운을 통해 금속 코핑이 비치는 잇몸착색현상, (ii) 가장 많이 사용되는 Ni-Cr 코핑의 사용으로 인해 잇몸이 내려가는 치 은퇴축현상, (iii) 금속 코핑과 세라믹 크라운 간의 낮은 결합력으로 인한 박리, 파절현상으로 문제점이 발생한다[8].

본 연구에서는 상기 언급된 단점들을 극복하고 생체친화적 소재인 티타늄 소재 인공치아 보철물에 마이크로 아크 산화코팅 공정을 통해 티타늄산화피막 내 전기화학적으로 침입시켜 Fig. 3과같이 금속-세라믹 중간층을 형성하여 금속-중간층-세라믹의 우수한 접착성을 연구하고자 티타늄 시편(ISO 22674) 시험군에만 플라즈마 아크 산화표면처리를 적용 후 전용 세라믹을 소성하여 만능재료시험기로 굴곡강도(3Point Bending Test)를 진행해 굴곡강도(MPa)를 비교 평가하고자 한다 [9-13].

Fig. 3 Coating layer cross section

2. 본론

2.1 실험재료

Fig. 4는 본 연구에서 사용한 소재로 국내 식약처 2등급 인증이 완료된 치과용 티타늄 합금재로독일 KaVo사 Titanium Composition Grade 5 소재(Titan >90% Density: 4.43g/cm) 의 ∅98 Disk를 가공 재단하였다.

Fig. 4 Dental titanium disk

Fig. 5는 시험규격(ISO 9693-1:2012)에 맞게 시료를 가로 25±1 mm, 세로 3±0.1 mm, 그리고 두께 0.5±0.05 mm 판재로 시험군 3개, 대조군 3개로 제작하였고, SiC paper로 #1000까지 표면을 균일하게 연마한 후 아세톤을 이용하여 1 분간 초음파 세척하였다.

Fig. 5 washed specimen

2.2 실험방법

Fig. 6은 전해 플라즈마 공정으로 5.5g KOH, 4g KPO을 증류수에 용해시킨 전해액 내 티타 3 4

늄 합금을 양극으로 위치시키고 음극에는 스테인리스강을 위치시킨 후, 20 kW의 전원공급장치를 통해 교류 전원을 인가하였다.

Fig. 6 Plasma electrolytic oxidation process

Fig. 7은 마이크로 아크 산화 표면처리된 시료로 형성조건은 전류밀도 300mA/cm2, 500mA/ cm2 전기시그널은 AC, 전류진동수는 60Hz, 전극파형은 정현파, 표면처리시간은 5분이내로 적용하여 실험하였다.

Fig. 7 Specimens with surface treatment completed

Fig. 8은 전류 진동수 증가에 따른 티타늄 합금의 코팅층 표면을 관찰하였다. 전류 진동수의 변화와는 무관하게 전해 플라즈마 처리된 코팅층의 표면은 다공성 미세구조이며, 이러한 미세한 기공 (micro pore)들은 항복전압 후 마이크로 아크에 의해 형성된다. 60 Hz의 경우에는 기공 지름이 ~3 μm이며 조대한 기공과 미세한 기공이 함께 존재하였다. 이 때, 기공률은 약 9.3 %로 가장 크게 나타났다. 반면, 500 Hz의 경우에는 기공 지름이 ~2 μm 정도로 감소하지만 기공의 수는 증가하였다.

Fig. 8 Coating layer surface image (a)60Hz, (b)500Hz

Fig. 9는 시험군과 대조군 시료에 치과용 티타늄 전용 세라믹 파우더를 축성하고 소성하여 시험시료를 완성하였다.

Fig. 9 Ceramic powder veneering and firing process

플라즈마 아크 산화 표면처리된 시험군 시료에는 티타늄 전용 세라믹 파우더만 축성하여 제작하였고, 대조군 시료에는 기존의 방식인 오펙층을 형성하고 세라믹파우더를 축성 및 소성하여 제작하였다. 이때 소성 온도 및 시간은 동일하게 적용하였다.

Fig. 10은 세라믹 파우더 소성 과정에서 플라즈마 아크 표면처리된 시험군 시료는 산화막 형성이적은 반면에, 대조군 시료에는 산화막이 과잉 형성된 것이 확인되었다.

Fig. 10 Completed sample (left/test group, right/control group)

Fig. 11은 시험규격에 맞게 준비한 시편의 두께(금속시료)를 외측마이크로미터로 측정하여 소성된 시편은 하중의 반대편에 대칭적으로 위치한 세라믹 굴곡강도 장치에 놓는다. 지지대 사이의 거리는 20 ㎜, 벤딩 피스톤의 반경은 1 ㎜가 되게 하여 힘을(1.5±0.5) ㎜/min의 일정한 속도로 적용하여 판단될 때까지 기록한다. 시편의 파단력 (fracture force) F (단위:N)은 세라믹층 한쪽 끝 fail 에서 분리 균열 발생에 의해 파절된 시료로 측정된다. 분리/균열 발생강도(Ʈb)는 파단력 Ffail에 계수 k를 곱한다. 계수 k는 금속판d (0.5±0.05) ㎜ M 의 두께인자이며 사용된 금속재의 탄성계수 E 의 M 값이며 다음 식을 사용하여 계산한다.

\(T b = k \cdot F _ { \text { fail } }\)

Fig. 11 3Point bending test ISO 22674

3. 결과 및 고찰

Table 1은 시험결과 시험군의 A시료에서 28.95MPa, B시료에서 39.73MPa, C시료에서 34.45MPa의 결과값을 얻었고, 그 중 B 시료에서 39.73MPa 가장 놓은 결과값을 얻었다. Table 2는 대조군 A시료에서 20.21MPa, B시료에서 22.85MPa, C시료에서 22.72MPa의 결과값을 얻었고, 그 중 B 시료에서 22.85MPa로 가장 놓은 결과값을 얻었다. Table 3은 시험군 시료의 평균값은 34.34MPa이며, 대조군 시료 평균값은 21.53MPa로 시험군이 대조군대비 평균값이 37% 높게 결과값을 얻었다.

Table 1. Test group test result table

Table 2. Control test result table

Table 3. Flexural strength values of tested group

4. 결론

본 연구에서 확인한 플라즈마 아크 산화 표면처리 기술을 적용한 티타늄 소재기반의 치과용 도재결합강도 시험결과 플라즈마 아크 산화 표면처리 기술이 적용된 시료에서 도재와의 결합강도가 기존방식의 대조군 대비 평균 37% 향상된 결합성을 확인하였다. 기존의 대조군 방식에서 고온에서여러번 세라믹 소성과정으로 발생되는 산화막 과잉 형성의 단점을 본 연구의 플라즈마 아크 산화표면처리 기술 적용으로 티타늄 표면층에 TiO2층을 형성해 세라믹 소성과정에서 발생하는 산화막두깨 및 량을 줄임으로서 도재와의 결합강도 향상이 확인되었다.

기존의 도재 소부용 인공치아 제작공정 중 700℃이상 고온 소성공정을 3회(산화막형성 1회, 오펙층 형성 2회)를 대체 가능한 기술로 판단된다.

이상의 연구결과, 인공치아 보철물 시장이 점차적으로 심미성, 기능성 향상이 요구되는 시장으로 치과보철물분야에 플라즈마 아크 산화 기술적용 및 임상활용 사례가 더욱 늘어날 것으로 판단된다.

Fig. 12 Flexural strength average value graph