[발명의 명칭] 표면이 세라믹 재료로 만들어진 치아 임플란트DENTAL IMPLANT HAVING A SURFACE MADE OF A CERAMIC MATERIAL [발명의 상세한 설명] 본 발명은 코어 거칠기 깊이(Core Roughness Depth, Sk)가 1 ㎛ 이하인 형상을 가지는 표면을 특징으로 하는 세라믹 재료로 만들어진 표면을 가지는 치아 임플란트에 관한 것이다 인공치아의 부착 등을 위해 턱뼈에 삽입되는 치아 임플란트는 10년 이상 성공적으로 사용되어 왔다. 현재 사용되고 있는 치아 임플란트들은 티타늄이 생체에 적합하고 탄성률이 충분히 낮으며 비교적 고강도이기 때문에 대부분 티타늄 재질로 되어 있다. 생체적합성이나 기계적 특성 이외에도 치아 임플란트의 뼈통합(osteointe- grative) 특성은 매우 중요하다. 양호한 뼈통합성이란 임플란트를 뼈에 고정시켜 초기 안정성을 이룬 후 짧은 치료기간 내에 안전하게 경화되어 임플란트와 뼈 사이에 영구적인 결합이 생성되는 것을 의미한다. 티타늄을 임플란트 재료로 사용하는 경우, 뼈통합성은 임플란트 표면의 적당한 처리에 의해 얻어질 수 있다. 이를 위하여 티타늄 표면은 일반적으로, 예를 들면 샌드블라스팅(sandblasting), 그라인딩 또는 에칭 등의 마모식(subtractive) 제거방법에 의해 기계적으로 거칠게 처리된다. 다른 방법으로, 거친(textured) 표면으로 코팅하는 등의 첨가식 방법으로 표면이 처리되기도 한다. US-B-6,174,167에는 뼈 조직 부착을 위한 표면을 가지는 임플란트가 기재되어 있는데, 이 표면은 기계적으로, 또는 거친 표면의 도포나 입자들에 의한 블라스팅으로 얻어진다. 또한, 이외에도 산에 의한 에칭방법이나, 뼈 조직의 성장이나 부착을 촉진, 강화 및/또는 유지하기 위한 성장인자, 단백질 또는 기타 물질들을 도포하는 방법이 기재되어 있다. 이 임플란트는 생체적합성 물질, 바람직하기로는 티타늄 또는 그의 합금으로 만들어진다. DE-A-4012731에는 임플란트의 표면에 목적하는 거칠기(roughness)를 제공하기 위해 스파크 부식기술을 적용하여 티타늄 재질의 임플란트를 제조하는 방법이 기재되어 있다. 예를 들면 리 등(Li et al., J. Biomed. 2002, 60 (2), 325-332)에 기재된 바와 같이, 임플란트 표면의 기계적 거칠기가 거칠어진 표면에 대한 후속 에칭과 결합되었을 때 뼈통합성이 특히 효율적인 것으로 나타났다. 마찬가지로 EP-A-0388576에는 티타늄 임플란트를 블라스팅 처리한 다음, HF, HCl 또는 HCl과 H2SO4 혼합액 등과 같은 환원성 산으로 에칭하는 방법이 기재되어 있다. 이러한 통합된 방법으로 처리되는 종래의 티타늄 임플란트는 뼈에 삽입된 후 약 3 내지 4개월의 치료기간 내에 안전하게 경화되어 치아 임플란트와 뼈가 영구적인 결합을 생성하게 된다. 하지만 심미적 관점에서 보면 티타늄 임플란트는 어두운 색이기 때문에 자연 치아의 색과 부조화되는 단점이 있다. 반면에 세라믹 재료의 색은 자연 치아의 색에 거의 근접할 수 있다. 이러한 이유로 삽입된 후에 보이는 치아 임플란트의 일부라도 세라믹 재료로 만들기 위한 노력들이 있어왔다. WO-A-0134056에는 턱뼈 내에 고정될 수 있는 삽입 부재와 임플란트한 후에 턱뼈 위로 불거져 나오는 지지 부재로 이루어진 치아 임플란트가 언급되어 있다. 이 문헌에서는 최소한 지지 부재를 지르코니아 세라믹으로 제조하는 것에 대해 기재하고 있다. DE-A-19530981은 티타늄 임플란트에 부착된 치아 색상의 지르코니아 세라믹을 이용한 조립식 임플란트 수프라(supra) 구조물에 대해 기재하고 있다. 색상과 관련된 이들의 이점에도 불구하고 치아 임플란트를 위해 세라믹 재료를 사용하는 것은 낮은 피로안정도와 그로 인한 균열성으로 인해 제한되어 왔다. WO-A-2005/027771은 제1 중공을 가지는 기질 상에 분산을 적용하고 이 분산이 소결시에 제2 중공을 가지는 세라믹층을 생성하는 치아 설치물의 제조방법에 관한 것이다. EP-A-0870478은 지르코니아 등의 고강도 재료의 핵을 가지는 치아 유지 부재에 관한 것으로, 상기 핵은 화학적 및/또는 기계적으로 처리될 수 있는 세라믹 재료로 코팅된다. WO-A-2005/027771과 EP-A-0870478에 기재되어 있는 치아 설치물과 치아 유지 부재 각각은 세라믹 코팅이 쉽게 부서지는 단점이 있다. US-B-6,165,925에는 기계적 강도가 높은 세라믹 재료가 기재되어 있다. US-B-6,165,925는 인공 보철물 제조용 출발 물질로서 소결된 반제품을 제조하기 위한 뚜렷한 사각형 형태의 이트륨-안정화된 산화지르코늄 (지르코니아)에 관한 것이다. US-B-6,165,925에 기재된 지르코니아 세라믹은 충분한 기계적 안정성을 얻기 위하여 고도로 치밀해야만 한다. 상기한 고도로 치밀한 지르코니아 세라믹의 표면은 모양이 뚜렷하고 매우 단단하며 기본적으로 중공이 없다. 따라서 이러한 지르코니아 세라믹으로 제조된 치아 임플란트는 생체 비활성이어서 단지 유약한 뼈통합성을 가질 뿐이다. 수산화 인회석(hydroxyapatite)으로 코팅된 지르코니아-알루미나 복합물의 뼈 결합능에 대해 보고한 Takemoto M. 등(J. Biomed. Res., 2006, 78A, 693-701)에서도 유사한 문제가 언급되었다. 뼈통합성 세라믹 치아 임플란트를 제공하기 위한 또다른 시도로는 EP-B-1450722가 있으며, 이 발명은 연마 블라스팅 후에 인산, 황산, 염산 또는 이들의 혼합물로 처리하는 지르코니아 세라믹으로 제조된 치아 임플란트에 관한 것이다. 하지만 탈착 토크값(removal torque value)으로 나타내어진 EP-B-1450722에 따른 지르코니아 임플란트의 뼈통합 수준은 종래에 사용되던 티타늄 임플란트 보다 더 낮은 것으로 나타났다. 임플란트한 후에, 초기에는 지르코니아 임플란트의 탈착 토크값의 증가가 측정될 수 있지만 일정 기간 후에는 감소가 관찰되었다. 이에 상응하는 연구 결과가 하기 문헌에서 언급되었다: Gudehus, H. T.; Untersuchung des Einwachsverhaltens von Zirkoniumdioxid-Implantaten in die Kieferknoche-nstruktur - Eine experimentelle Studie am Miniaturschwein, Dissertation Ludwig-Maximilians-Universitaet Muenchen [발명의 내용] [기술적 과제] 본 발명의 목적은 고도의 뼈통합성을 가지는 동시에, 표면이 세라믹 재료로 만들어진 치아 임플란트를 제공하는 것이다 [기술적 해결방법] 본 발명의 목적은 청구항 1에 따른 치아 임플란트에 의해 얻어진다. 청구항 2 내지 7에는 본 발명에 따른 바람직한 구현예를 기재하였다. 본 발명에 따른 치아 임플란트의 형상은 1 ㎛ 이하의 코어 거칠기 깊이(Core Roughness Depth, "Kernal Roughness Depth"로 알려져 있기도 함) Sk로 정의된다. 코어 거칠기 깊이 Sk는 3차원 특이적 값이다. 3차원 특이적 값을 가지는 형상의 특징에 대한 기준은 없지만 이러한 값은 단순 전개에 의해 개별적인 2차원 특이적 값으로부터 유도될 수 있다. 2차원에 있어서, 거칠기 깊이의 억제(suppression)로 필터링하는 추가 과정으로 DIN 4776에 따른 거칠기 프로필을 얻을 수 있다. 여기에서의 정의는 3차원으로 직접 전환될 수 있다. 특히, 코어 거칠기 깊이 Sk는 2차원 특이적 코어 거칠기 깊이 Rk로서 이른바 재료 비율 곡선(Material Ratio Curve, "Abbott curve"라고도 함. )으로부터 유도될 수 있다. 아보트 곡선(Abbott curve)은 표면 재료의 높이 분포를 나타낸다. 이것은 표면의 가장 높은 피크 아래의 특정 깊이에서 표면의 재료 분율의 누적 함수이다. 다시 말해서, 아보트 곡선에서는 거칠기 프로필의 깊이가 증가하면 표면 재료 분율이 증가하는 것을 나타낸다. 최고 피크에서는 재료 분율이 0%이지만, 가장 깊은 곳(또는 "valley")에서 재료 분율은 100%이다. 최소 시컨트 슬로프, 즉 최적의 정의된 라인은 아보트 곡선을 다음 3가지 범위로 분할한다:a) 코어 거칠기 깊이 Sk [㎛], 즉 거칠기 코어 프로필의 깊이,b) 저감된 피크 높이 Spk [㎛], 즉 코어 범위에서 돌출한 피크의 평균 높이, 및c) 저감된 그루브 깊이 Svk [㎛], 즉 코어 범위에서 돌출한 그루브의 평균 깊이이러한 값들을 아보트 곡선으로부터 유도하는 개념은 이 분야의 숙련된 사람들에게는 잘 알려져 있다. 또한, 이를 2D 특이적 코어 거칠기 깊이 Rk, 저감된 피크 높이 Rpk 및 저감된 그루브 깊이 Rvk가 유도된 이상적인 아보트 곡선을 나타낸 도 1에 표시하였다. 이러한 계수들은 3D 특이적 코어 거칠기 깊이 Sk, 저감된 피크 높이 Spk 및 저감된 그루브 깊이 Svk로 직접 변환될 수 있다. 도 1에서 보이는 바와 같이, 코어 거칠기 깊이 Rk, 또는 3차원에서 Sk는 아보트 곡선의 최소 시컨트 슬로프 윈도우(window) 말단을 통과하는 선의 좌우 절편간의 수직 거리에 해당한다. 최소 시컨트 슬로프 윈도우의 위치는 두 개 교차점 간의 슬로프가 최소가 될 때까지 아보트 곡선을 따라 최소 시컨트 슬로프 윈도우를 이동시켜 결정될 수 있다. 또한, 치아 임플란트의 형상은 비대칭도(Skewness) Ssk에 의해 특정화될 수 있다. 비대칭도는 평균 평면에 대한 표면 편차의 대칭을 나타낸다. 높이 분포에 대해 대칭적 형태를 가지는 가우시안(Gaussian) 표면의 비대칭도는 0이다. 뚜렷한 평탄역과 깊은 굴곡을 가지는 표면은 네가티브 비대칭도를 가지게 되는 반면, 피크가 많은 표면은 포지티브 비대칭도를 가지게 된다. 2차원 프로필에 있어서, 2D 특이적 비대칭도 Rsk는 다음 식으로 정의되는 DIN EN ISO 4287에 따른다:상기 식에서 Zn은 각각 개별적인 피크 또는 밸리의 높이 또는 깊이이고,  는 평균 높이이며 Rq는 표면의 제곱평균 편차(root-mean-square deviation)이다. 3차원에서 형상의 비대칭도 Ssk를 결정하기 위해서 상기 식은 다음과 같이 변환된다:상기 식에서, Sq는 다음 식에 따른 표면의 제곱평균 편차이다. Sk와 Ssk 값이 실제로 어떻게 결정되는지에 대한 상세한 설명은 실시예의 2항에 기재하였다. 서로 다른 Sk와 Ssk 값에 의해 정의되는 상이한 프로필의 그래프 모양은 도 2의 표에 나타내었다. 이 표에서 첫 번째 줄에 나타낸 프로필은 포지티브 비대칭도 Ssk를 가지며, 두 번째 줄에 나타낸 프로필은 비대칭도 Ssk가 약 0이며, 세 번째 줄에 나타낸 프로필은 네가티브 비대칭도 Ssk를 가진다. 왼쪽 컬럼에 나타낸 프로필은 1 ㎛ 이하의 (낮은) 코어 거칠기 깊이 Sk를 가지며, 오른쪽 컬럼에 나타낸 프로필은 1 ㎛ 이상의 (높은) 코어 거칠기 깊이 Sk를 가진다. 본 발명에 따르면, 치아 임플란트의 형상은 1 ㎛ 이하의 코어 거칠기 깊이 Sk를 가진다. 바람직하기로는, 코어 거칠기 깊이 Sk는 0.3 내지 1 ㎛의 범위이며, 더욱 바람직하기로는 0.4 내지 1 ㎛이다. 도 2의 컬럼 1에서 볼 수 있는 바와 같이, 이러한 형상의 주요 부분은 극단치(extreme value)의 범위 내에 있으며 높은 피크 또는 깊은 스크래치가 코어면 보다 우위를 차지하고 있다. 이와 같은 표면 형상을 가지는 치아 임플란트는 높은 뼈통합성을 가지는 것으로 밝혀졌다. 본 발명에 따른 형상의 비대칭도 Ssk는, 바람직하기로는 다음 식 (1)의 범위 내에 있다:Ssk ≤ -m * Sk   (I) 그에 따라 m은 0 내지 1, 바람직하기로는 약 0.25, 더욱 바람직하기로는 약 0.1이다. 더욱 바람직하기로는 비대칭도 Ssk는 0 이하로, 이것은 형상에 있어서 깊은 그루브가 우위를 차지하는 것을 의미한다. 깊은 그루브를 가지는 비대칭 형상들은 고도의 뼈통합성이 있어서, 예를 들면 EP-B-1450722에 언급된 절대 거칠기 값들(Sa, Rmax 등)은 무관한 것으로 확인되었다. 본 발명에 따른 형상의 Sk와 Ssk 값은 시판되고 있는 임플란트들의 형상과는 완전히 다른 것으로 이들에 대한 뼈통합 특성이 상세히 연구되고 있다. 그러므로, 본 발명에 따른 치아 임플란트의 완벽하게 상이한 형상이 뼈통합성이 있다는 것은 매우 놀라운 일이다. 본 발명에 따른 치아 임플란트는 70 ℃ 이상의 온도에서 불화수소산(hydrofluoric acid)을 포함하는 에칭용액으로 세라믹 재료로 만들어진 표면을 에칭하여 세라믹 재료로부터 그레인 부산물 또는 그레인 응집물을 제거하여서 제조될 수 있다. 본 발명의 바람직한 구현예에 따르면, 세라믹 재료의 평균 그레인 크기는 약 0.1 내지 0.6 ㎛이다. 상기한 에칭으로 이 재료를 처리하므로써 특히 높은 뼈통합 특성을 갖는 표면 형상이 얻어진다. 본 발명에 있어서, "세라믹 재료"란 지르코니아, 알루미나, 실리카 또는 이들의 혼합물, 임의로 다른 성분을 포함하는, 세라믹과 같은 모든 종류의 세라믹을 포함한다. 상기 세라믹 재료는, 바람직하게는 지르코니아, 더욱 바람직하게는 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아를 포함한다. 목적하는 뼈통합 특성을 얻는 것과는 별개로 이 재료는 높은 파괴인성과 굴곡강도를 가지는 또다른 이점이 있다. 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아 세라믹의 일 예는, 외과적 임플란트 재료로서 사용하기 위한, 산화이트륨으로 안정화된 사각형 지르코니아 (yttria tetragonal zirconia polycrystals, Y-TZP)를 포함하는 생체에 적합하고 생체 안정적인 세라믹 뼈 대체물 재료의 특성과 이에 대한 상응 시험방법을 구체화하고 있는 국제 표준 ASTM F 1873 및 ISO 13356에 기재되어 있다. 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아의 특정한 예로는 Metoxit AG(스위스)에서 판매하는 ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP® (ZrO2) Bioceramic과 CeramTec AG(독일 플로칭겐(Plochingen))에서 시판하는 ZIOLOX®가 있다. 이들 재료는 모두 특히 열등압 프레싱 또는, 소결 후의 열등압 치밀화에 의해 제조하였을 때 매우 높은 기계적 안정성과 강도를 제공한다. ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP® (ZrO2) Bioceramic에 대한 상세한 기재는 US-B-6,165,925에 기재되어 있으며, 참조용으로 본 발명의 명세서에 포함되어 있다. 바람직하게는, 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아의 조성은 4.5 내지 5.5 중량%의 Y2O3와 5 중량% 이하의 HfO2로 이루어지며, ZrO2, Y2O3 및 HfO2의 총량이 99.0 중량% 이상이다. 지르코니아 매트릭스에서 산화이트륨을 균일하게 분포시키는 가장 보편적인 방법은 공동침전법이다. Haberko K., Ciesla A., 및 Pron A., Ceramurgia Int.l (1975) 111에 기재된 바와 같이 침전 및 소성 공정을 시작하기 전에 산화이트륨의 안정화 양을 이트륨 염으로 정제된 지르코늄 염에 첨가한다. 임의로, 지르코니아는 산화이트륨 코팅에 의해 안정화될 수 있다. 이렇게 하여 하기 문헌에 기재된 바와 같이 분말 내에서 산화이트륨 농도의 래디얼 그래디언트가 개시되어 소결되는 동안 동역학적으로 분말 내에 분포된다: Burger, W., Richter, H. G., Piconi, C., Vatteroni, R., Cittadini, A., Boccalari, M., New Y-TZP powders for medical grade zirconia. J Mater. 1997,8 (2), 113-118. 또한, 상기한 에칭 전에 샌드블라스팅, 밀링 및/또는 인젝션 몰딩 기법에 의해 치아 임플란트의 세라믹 표면에 거시적 거칠기를 제공하는 것이 바람직하다. 따라서 특별히 양호한 뼈통합 특성을 가지는 치아 임플란트가 얻어진다. 샌드블라스팅은 일반적으로 1 내지 12 바(bar), 바람직하기로는 4 내지 10 바의 압력을 이용하여 실시한다. 탄화붕소 등의 단단한 재료를 사용하였을 때 상당히 개선된 거시적 거칠기가 얻어진다. 다른 바람직한 구현예에서는 평균 직경이 250 내지 500 ㎛인 Al2O3 입자를 사용하였다. 또한, 샌드블라스팅 이외에도 인젝션 몰딩 기법에 의해 거시적 거칠기가 제공될 수 있다. 인젝션 몰딩 기법은 이 분야의 숙련된 사람들에게는 잘 알려져 있으며, 예를 들면 참조를 위해 본 발명의 명세서에 통합되어 있는 US-A-2004/0029075에 기재되어 있다. 이 기법에 따르면, 공동을 가지는 주조 몰드가 이용되며, 상기 공동은 몰드된 임플란트의 거시적 거칠기의 피크에 해당한다. 인젝션 몰딩 후 세라믹의 수축을 고려하여 주조 몰드의 공동은 제공될 피크보다 비례적으로 약간 더 크다. 주조 몰드 자체는 몰드의 내부 표면에 공동 또는 구조화된 표면을 만들기 위해 샌드블라스팅, 산화피막화, 레이저 및/또는 부식 기법 등에 의해 처리될 수 있다. 인젝션 몰딩 기법은 이 공정 동안 세라믹 재료 내에서 상 전이가 일어나지 않아서 기계적 특성이 개선되는 이점이 있다. 인젝션 몰딩에 의한 치아 임플란트의 제조에서는 거시적 거칠기를 제공하는데 추가 단계를 피할 수 있어서 작업이 빨라진다. 또한 재현성이 우수하고 샌드블라스팅에 의한 입자의 오염이 없다. 이외에도 밀링이나 그라인딩에 의해 거시적 거칠기를 제공하는 것을 고려할 수 있다. 이러한 목적으로 표면에 대해 목적하는 거시적 거칠기를 제공하기 위해서 규정된 그레인 크기를 가지는 밀링 또는 그라인딩 장치가 사용된다. 표면 형상의 미세구조를 만들기 위하여 상기한 에칭용액은 진한 불화수소산을 바람직하게는 50 부피% 이상, 더욱 바람직하게는 80 부피% 이상 함유한다. 이러한 에칭용액을 사용하여 비교적 짧은 에칭처리 시간 후에 처리된 표면 전체에서 균일한 형상이 형성된다. 또한, 에칭 용액은 인산, 질산, 불화암모늄, 황산, 과산화수소 및 브롬산으로 이루어진 군에서 선택된 1 이상의 화합물을 함유할 수 있다. 바람직하게는, 상기 에칭용액은 최대 50 부피%의 황산을 포함할 수 있다. 에칭 시간은 사용되는 에칭 용액에 따라 다르며, 일반적으로 약 10초에서 120분 정도이다. 에칭 시간은 바람직하게는 약 1 내지 60분이며, 더욱 바람직하게는 약 20 내지 40분,  매우 바람직하게는 약 30분이다. 바람직하게는 에칭한 후에는 치아 임플란트를 세척하는데, 세척은 하기한 단계를 포함할 수 있다:c) NaCl 용액으로 치아 임플란트 헹굼, 및/또는d) 탈이온수로 치아 임플란트 헹굼. 세척 단계는 초음파를 사용하여 개선될 수 있다. 이렇게 함으로써, 그레인, 그레인 응집물 또는 표면에 붙어있는 반응 생성물들이 효과적으로 제거된다. 일반적으로, 본 발명의 치아 임플란트는 턱뼈 내에 임플란트를 고정하는 고정부와 보철 강화 구조물을 수납하는 설치부를 포함하는 원 파트(one-part) 또는 투-파트(two-part) 치아 임플란트이다. 투-파트 시스템은 이 분야에서는 공지의 기술이다. 이들은 잇몸 아래에 또는 잇몸을 통과하여 삽입될 수 있다. (밀폐형) 치은하(subgingival) 시스템에 따르면, 치아 임플란트의 고정부를 뼈능선까지 삽입하여 점막골막(mucoperiost) 커버가 임플란트 위로 보여질 수 있게 한다. 그런 다음, 초기 치료단계 말기에 설치부와 목적하는 브릿지 또는 크라운을 2차 시술에서 적용한다. (개방형) 치은투과(transgingival) 시스템에 따르면, 임플란트의 고정부를 점막층에서 뼈능선의 약 3 mm까지 박아넣게 되므로 2차 시술이 생략된다. 상처받은 가장자리가 임플란트 네크 부분에 직접 적응될 수 있어서 임플란트에 근접한 초기 연조직을 발생시킨다. 그런 다음, 목적하는 브릿지 또는 크라운을 일반적으로는 중간 지대주(abutment)를 이용하여 임플란트의 설치부 상에 스크류하거나 접합한다. 치은투과식으로 설치되는 치아 임플란트가 바람직하다. 이러한 임플란트를 이식하는 경우, 치료과정에서의 연조직 부착은 덮여진 점액층으로 치료하는 시스템으로 발생하는 것과 같은 2차 시술에 의해 방해받지 않는다. 예를 들면, 본 발명의 치아 임플란트는 상표명 "Straumann Dental Implant System"으로 Institut Straumann AG(스위스, 바젤)가 판매하는 티타늄 임플란트에 대한 투-파트 치은투과 설치용 임플란트 아날로그일 수 있다. 바람직하게는 투-파트 치아 임플란트는 동일한 세라믹 재료로 만들어지는 고정부와 설치부를 가진다. 따라서 고정부와 설치부는 동일한 열팽창계수를 가지기 때문에 서로 밀접하게 일치되고 이들 간에 갭이 생성되지 않는다. 또한, 본 발명의 치아 임플란트는 원-파트 치아 임플란트일 수 있다. 일반적으로 원-파트 치아 임플란트의 기계적 안정성이 멀티파트 시스템보다 더 높다. 그러므로 본 발명의 원-파트 치아 임플란트는 사용된 세라믹 재료의 높은 강도와 함께 특히 기계적 안정성이 높다. 원-파트 치아 임플란트는 틈새가 없어서 치주염이나 치은염을 유발할 수 있는 박테리아의 생성 개시점이 없는 또다른 이점이 있다. 본 발명의 치아 임플란트는 직접적으로 연마할 수 있으므로 이 임플란트를 설치될 추가 부재에 간단한 방법으로 적합시킬 수 있다. 본 발명의 치아 임플란트는 전체를 세라믹 재료로 만들거나, 또는 티타늄 또는 이들의 합금과 같은 금속이나 다른 세라믹 재료 등의 다른 재료로 코어를 만들어 사용할 수 있다. 본 발명은 표면 전체가 세라믹 재료로 만들어진 치아 임플란트와 표면의 일부 만이 세라믹 재료로 만들어진 치아 임플란트 모두를 포함한다. 마찬가지로, 본 발명은 표면의 일부만이 본 발명에 따른 형상을 가지는 치아 임플란트를 포함한다. 예를 들면, 본 발명의 치아 임플란트는 고정부 표면의 뼈 조직 접촉부위만이 본 발명에 따른 형상을 가지는 임플란트일 수 있다. 또한, 연조직과 접촉하는 임플란트 표면의 부위만이 본 발명에 따른 형상을 가질 수도 있다. 연조직 접촉 부위에 본 발명에 따른 형상을 가지는 치아 임플란트를 사용하는 경우, 혈액 응고물을 안정화하여 치료과정을 더 가속화하는 것이 확인되었다. 본 발명의 또다른 구현예에 있어서, 뼈 및 연조직 접촉 부위 모두가 본 발명에 따른 형상을 가질 수 있다. 고정부는 나사모양(threaded) 부위를 포함하는 것이 바람직하다. 이렇게 하여 임플란트가 필요한 초기 안정성을 가지고 이식될 수 있어서 이식시술에 이어서 임시 방편을 적용하여 직접적으로 초기 치료가 가능하게 된다. 뼈통합성을 증가시키기 위해 나사모양 부위의 표면은 본 발명에 따른 형상을 가지는 것이 바람직하다 [발명의 상세한 설명] 1. 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아 세라믹으로 제조된 표면의 에칭실시예 1 내지 11에 있어서는, Burger, W. et al, New Y-TZP powders for medical grade zirconia. J Mater. 1997, 8 (2), 113-118에 기재된 바와 같이 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아 세라믹으로 만들어진 치밀하게 소결된 몸체를 직경 15 mm와 두께 2 mm의 디스크 모양으로 로우 인젝션 몰딩 방법과 고온 등압 프레싱으로 제조하였다. 이 재료들은 ASTM F 1873과 ISO 13356의 규정 내에 있으며 약 0.1 내지 0.3 ㎛의 평균 그레인 크기를 가진다. 몸체를 제조하는데 있어서는, 몰드의 내부 표면에 거시적 거칠기(또는 "macroroughness")를 얻기 위하여 임의로 부식기법으로 처리된 주조 몰드가 사용되었다. 사용된 부식 매개변수에 따라 몸체의 표면에 뚜렷한 또는 뚜렷하지 않은 (non-pronounced) 마크로러프니스가 제공되었다. 임의로, 뚜렷한 마크로러프니스는 또한 6 바아의 압력과 평균 작업거리 2 cm에서 몸체를 Al2O3로 샌드블라스팅하여 얻어질 수 있다. 표면에 마크로러프니스를 제공하기 위한 부식 기법과 샌드블라스팅 기법은 이 분야의 사람들에게는 공지의 기술이다. 실시예 1 내지 7과 10 내지 11에 따른 몸체는 에칭 용액을 포함하는 테플론 용기 중에 규정된 에칭 온도로 규정된 에칭 시간 동안 투입되었다. 그런 다음, 이 몸체들을 즉시 초음파 장치에서 탈이온수와 염화나트륨 용액(200 mM)으로 5 분 동안 헹군 다음, 질소 또는 뜨거운 공기로 건조하였다. 비교예 8과 9에서는 에칭 용액에 투입하지 않았다. 실시예 1 내지 11의 상세한 조건을 다음 표 1에 기재하였다. [표 1]에칭용액에칭온도에칭시간마크로러프니스실시예1HF 80부피%와 H2SO4 20부피%의 혼합물104 ℃10 분뚜렷함(부식)실시예2진한 HF104 ℃10 분뚜렷함(부식)실시예3HF 85부피%와 H2SO4 15부피%의 혼합물102 - 104 ℃5 분뚜렷하지 않음실시예4HF 50부피%와 H2O 50부피%의 혼합물102 - 104 ℃5 분뚜렷하지 않음실시예5진한 HF102 - 104 ℃10 분뚜렷하지 않음실시예6HF 50부피%와 H2O 50부피%의 혼합물102 - 104 ℃5 분뚜렷함(부식)실시예7HF 50부피%와 H2O 50부피%의 혼합물102 - 104 ℃10 분뚜렷하지 않음비교예8에칭 없음(부식 만)--뚜렷함(부식)비교예9에칭 없음(샌드블라스팅 만)--뚜렷함(샌드블라스트됨)실시예10진한 HF102 - 104 ℃5 분뚜렷하지 않음실시예11진한 HF102 - 104 ℃5 분뚜렷함(샌드블라스트됨)실시예 1 내지 9에 있어서, 상기한 처리방법에 의해 얻어진 표면 구조를 도 3 내지 11에 나타내었다:도 3은 실시예 1에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 4는 실시예 2에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 5는 실시예 3에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 6은 실시예 4에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 7은 실시예 5에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 8은 실시예 6에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 9는 실시예 7에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 5 ㎛이다. 도 10은 비교예 8에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 50 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이다. 도 11은 비교예 9에 따라 처리하여 얻어진 표면에 대하여 2개의 상이한 확대도로 제공된 SEM 사진으로, 윗쪽 SEM 사진의 스케일은 50 ㎛이며 아랫쪽 SEM 사진의 스케일은 20 ㎛이다. 도 3 내지 9에서 알 수 있는 바와 같이, 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아 세라믹으로 제조된 표면을 본 발명에 따라 에칭하므로써 탄공(crater)과 같은 구조를 가지는 표면을 얻을 수 있다. 이러한 표면은 뼈통합성이 우수하다. 다른 산화이트륨으로 안정화된 지르코니아 세라믹을 에칭하여 유사한 구조를 얻을 수 있다. 또다른 실시예에서는 Metoxit AG(스위스)에서 시판하는 ZrO2-TZP/TZP-A Bio-HIP® (ZrO2) Bioceramic으로 제조된 디스크를 진한 불화수소산 50 부피%와 진한 인산 50 부피%의 혼합액을 에칭 용액으로 하여 106 ℃의 에칭 온도에서 약 20 내지 60 초동안 에칭하였다. 얻어진 표면의 SEM 사진을 도 12에 나타내었으며, 이 사진의 스케일은 5 ㎛이다 2. 표면 형상을 특성화하는 매개변수실시예 1 내지 11에 있어서, 표면 형상은 confocal 3D white light microscope (μSurf, NanoFocus AG, Oberhausen, Germany)를 이용하여 770 ㎛ x 770 ㎛의 범위에서 정량적으로 시험하여 3차원 형상 매개변수 Sk와 Ssk를 계산하였다. 현미경의 가로 해상도는 1.5 ㎛ (512 x 512 픽셀)이다. 특정 측량 매개변수는 다음과 같다:측량 범위: 770 ㎛ x 770 ㎛개구율: 50 %조 명: Maximal intensity Xe-Lamp대물렌즈: 20x드라이브: Piezo스텝사이즈: 0.6 ㎛알고리즘: mean/fast세라믹 샘플은 약 20 nm의 두께를 가지는 Au/Pd층으로 피복되었다. 이를 위하여 스푸터 코터(sputter coater, SCD 050; BAL-TEC AG, Liechtenstein)가 사용되었으며, 다음과 같이 세팅되었다:코팅 거리: 50 mm배출: 4 x 10-1 mbar 까지린스: 아르곤 사용전류: 65 mA시간: 55 초상기한 세팅에 의해 약 20 nm 두께의 Au/Pd층이 얻어졌다. 3D 특이적 비대칭도(Skewness) Ssk와 코어 거칠기 깊이 Sk를 10 ㎛의 컷오프 파장을 가지는 Gaussian 필터를 이용하여 계산하였다. 코어 거칠기 깊이와 그와 연관된 매개변수를 분석하는데 사용되는 Gaussian 필터는 ISO 13 565 Part 1 (DIN 4776)에 기재된 특정 필터이다. 컷오프 파장 λc는 DIN 4768에 따라 필터에 의해 50% 거칠기와 50% 파장도로 분리되는 공동파(sinus wave)의 파장으로 정의된다. 거칠기 매개변수 Sk와 Ssk는 WinSAM 소프트웨어(University of Erlangen, Germany)에 의해 계산되었다. WinSAM 소프트웨어의 상세:Windows Surface Analysis Module; Version 2.6, University of Erlangen, Germany; "Polynom 3. Grades, MA-Gauss-Filter 7 Punkte = cut-off (10x10㎛2); KFL-Analyse Amplitudendichte 10nm"이 필터가 파상도와 거칠기로 분리한다. 이러한 유도와, 그리하여 거칠기 매개변수에 대해 결정된 값은 선택된 컷오프 파장 λc에 따라 달라진다. Sk와 Ssk값을 결정하기 위해 컷오프 파장 λc는 상기에서 주어진 바와 같이 10 ㎛로 고정된다. 이 결과를 도 13의 다이아그램에 나타내었으며, 실시예 1 내지 11의 Sk값과 Ssk값은 점으로 표시되었다. 비교를 위해, 시판되고 있는 임플란트들, Ziterion GmbH(독일)의 z-zit® (실시예 12), Z-Systems AG(독일)의 Z-Lock®(실시예 13), Bredent medical GmbH(독일)의 White Sky®(실시예 14) 및 Straumann(스위스)의 Ti-SLActive®(실시예 15)에 대해 상기한 방법으로 Sk와 Ssk값을 측정하였다. 도 13에서 알 수 있는 바와 같이, 본 발명의 방법에 따라 얻어진 실시예 1 내지 7과 10 내지 11의 표면 형상은 약 0.4 내지 1 ㎛의 코어 거칠기 깊이 Sk를 가진다. 이들 실시예에서 비대칭도 Ssk는 0 이하이다. 도 13은 또한 본 발명에 따라 얻어진 표면 형상이 시판되고 있는 임플란트, 특히 코어 거칠기 깊이 Sk가 1 ㎛ 보다 훨씬 더 큰 SLActive®의 표면 형상과는 완전히 상이한 것을 분명히 보여주고 있다 3. 시험관내 세포 시험성숙한 조골세포(osteoblast)로 분화시키는 능력을 가지는 사람 골육종 세포주 MG-63을 이용하여 시험관내 세포 시험을 실시하였다. 이 세포주를 Dulbecco's modified Eagles's Medium (DMEM; 스위스 Sigma사 제품), 페니실린-스트렙토마이신 용액 (100X; 스위스 Sigma사 제품) 및 FBS의 혼합물에서 배양하였다. 실시예 1, 2, 7, 9 및 15에 따른 디스크 각각에 약 9000 세포를 도포하였다. 비타민 D3를 함유하는 배지에서 각각의 디스크를 배양한 후에 이들을 제거하고 PBS(RT) 1 ml로 세척하였다. RLT-완충액 (플러스 β-머캡토에탄올) 350 ㎕를 각 디스크에 첨가하여 2 내지 3 분 동안 항온처리하였다. 디스크 표면을 피펫 팁으로 동시에 스크래칭(모든 세포를 제거하기 위해)하여 RLT 완충액을 제거하고 RNA 추출까지 -25 ℃에서 동결하였다. QIAGEN - Kit RNeasy Micro Kit®를 이용하여 RNA를 단리하였다. 그런 다음, cDNA를 제조하고, "Real time PCR"로 뼈 생성과정에 관여하는 것으로 알려진 오스티오칼신(osteocalcin), 오스티오넥틴(osteonectin) 및 TGFbeta의 발현을 분석하였다. 18S rRNA를 대조 유전자로 사용하였다. 오스티오칼신, 오스티오넥틴 및 TGFbeta는 뼈 생성과정에 대한 적당한 생화학적 마커로 알려져 있다. 각 마커의 상대적 폴딩 발현의 계산을 위해 Livak 방법 또는 2-ΔΔCt 방법이 사용되었다. 이 방법은 표적 유전자와 대조 유전자가 100 %(증폭률 2에 해당)에 가까운 효율로 증폭된다는 가정에 기초한다. Livak 방법에서는 E(target)=E(reference)=2로 하였으며, 이 식에서 E는 반응효율이다. 표적 유전자의 역치 사이클(Ct, Threshold Cycle)은 시험 샘플용 대조 유전자와 캘리브레이터 샘플로 표준화되었다. 대조 유전자로는 18S tRNA가 사용되었으며, 캘리브레이터 샘플로는 비교예 9의 디스크에서 배양된 세포를 사용하였다. 시험 샘플의 ΔCt는 다음과 같이 정의된다:ΔCt(test sample) = Ct(test sample) - Ct(reference gene)상기 식에서, 캘리브레이터의 ΔCt는 다음과 같이 정의된다:ΔCt(calibrator) = Ct(test calibrator) - Ct(reference calibrator)시험 샘플의 ΔCt는 캘리브레이터의 ΔCt로 표준화되어 ΔΔCt를 유도한다:ΔΔCt = ΔCt(test sample) - ΔCt(calibrator)표준화된 발현율은 다음 식으로 계산된다. 표준화된 발현율 = 2-ΔΔCt비교예 9와 관련하여 실시예 1, 2, 7 및 15에서 오스티오칼신과 TGFbeta의 폴딩 발현을 도 14에 나타내었다. 도 14에서 알 수 있는 바와 같이, 본 발명에 따라 시험된 모든 실시예들에서 비교예 9 보다 오스티오칼신과 TGFbeta의 발현율이 더 높은 것으로 나타났다. 이러한 결과는 본 발명에 따라 처리된 실시예들의 뼈통합성이 개선되었음을 입증하는 것이다. 뼈통합성이 높은 것으로 알려져 있는 Ti-SLActive®와 관련한 실시예 15에서도 오스티오칼신과 TGFbeta의 높은 발현이 확인되었다. 또한 실시예 2에서는 오스티오넥틴의 발현에 대해 분석하였다. 도 15에서 보이는 바와 같이, 실시예 2는 비교예 9와 실시예 15(Ti-SLActive®) 보다 훨씬 우수한 발현을 나타내었다.