KR101244408B1 - 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체 - Google Patents

Abstract

본 발명은 손상된 뼈조직을 재생시키도록 미세 기공의 생체적합성과 세포부착력 및 증식력, 외부의 물리적 압박을 견딜 수 있도록 하는 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체에 관한 것이다.
본 발명은 폴리카프로락톤(PCL), 비페이직 칼슘 포스페이트(BCP)과 탄산수소암모늄(NH₄HCO₃)을 디클로로메탄에 용해 시킨 후 60~80℃ 에서 1~3시간 동안 교반시켜 슬러리화 하는 1단계; 상기 1단계에서 제조된 슬러리를 헥산 솔벤트에 떨어뜨리면서 지속적으로 교반시키는 2단계; 상기 2단계의 교반 후 상온에서 방치하여 슬러리 형태에서 무른상태의 구형체가 형성되도록 하는 3단계; 상기 3단계 이후 구형체를 10~20일 간 냉장 보관하여 응고시켜 단단한 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 형성시키는 4단계; 상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출한 후 증류수로 세척하는 5단계을 포함하여 구성된다.

Description

뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체{METHOD AND PRODUCT OF RECYCLING POROUS MATERIAL FOR OSSEOUS TISSUE}

본 발명은 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 손상된 뼈조직을 재생시키도록 미세 기공의 생체적합성과 세포부착력 및 증식력, 외부의 물리적 압박을 견딜 수 있도록 하는 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체에 관한 것이다.

일반적으로 골 결손부의 회복을 위하여 자가골이나 동종골을 이식하는 방법이 오래 전부터 이용되어 왔으며 현재에도 널리 이용되고 있다.

그러나 자가골은 전체 골 결손부를 회복시키기에 충분한 양을 얻을 수 없으며 공여부위에 이차적 수술이 필요하다는 단점을 가지고 있고, 동종골의 경우는 일부 전염성 질환이 전이할 가능성이 존재한다는 단점을 가지고 있다.

이에 충분한 양의 골을 쉽게 얻을 수 있으며 질병에 대하여 전염 가능성이 없는 골이식재가 개발되어 사용되고 있다.

상기 골이식재는 미세 기공의 생체적합성과 결함 주위의 세포 외 기질에 일시적으로 적합성을 제공할 수 있는 생분해성 다공질체가 바람직하다.

한편 생분해성 다공질체는 세포 부착력, 증식력 그리고 기능적으로 새로운 조직의 재생이 완료될 때까지 외부에서 작용되는 물리적 압박을 견뎌야 한다.

또한 뼈 조직 공학에서 뼈 조직 보완을 위한 이상적인 다공질체는 다공 교차의 높은 상호연결을 이루는 3D 다공성 구조를 가져야 하며, 이식되는 위치의 조직과 유사한 물리적 성질을 지녀야 한다.

뼈 조직 재생에 적용에 있어서 이러한 세포-다공질체의 우수한 상호작용은 하는 3D 다공질체를 위한 필수 요건이다.

최근 생분해성 고분자는 생체의학 응용에서 사용하는 다공질체를 제작하기 위해 광범위하게 개발되고 있다.

게다가 상이한 제작 기술의 결합을 통한 생분해성 고분자 제작의 다양성은 큰 뼈의 결함을 보수하기 위한 대안으로 소개되었다.

상기 생분해성 고분자에 관한 선행 기술로는 대한민국 특허등록 제0331990호의 「생분해성 다공질 칼슘 메타포스페이트로 구성된 골이식재 제조방법」이 개시된 바 있다.

상기 선행 기술은 친수성으로 표면 처리된 폴리우레탄 스펀지에 칼슘 메타포스페이트 슬러리를 코팅시킨 후 소결과정에 의해 제조하는 것을 특징으로 하고 있다.

그런데 종래 생분해성 고분자로 된 골이식재는 단지 생체친화성만 있을 뿐 조직학적인 골유도성은 없는 것으로 확인되었으며 또한 시술 후 결합조직의 개재에 의하여 대부분 골 조직과 분리되는 것으로 확인되고 있다.

이와같이 골이식재가 골조직과 분리되는 것을 방지하기 위해서는 골이식재가 흡수되는 것이 골의 재생에 더 유리하다는 것이 밝혀졌다.

이에 생체친화성이 우수할 뿐만 아니라 이식시 적절히 흡수되어 재생골로 치환될 수 있는 생분해성 골이식재가 요구되고 있다.

본 발명은 상기한 종래 기술의 문제점을 해소하기 위해 안출된 것으로, 고분자-지지체의 조성을 다양화함으로써 세포 활동과 조직 형성을 증진시키기에 적합한 구조를 형성 할 수 있도록 하기 위해 상대적으로 물리적 성질이 낮고 순수한 생분해성 고분자 다공질체를 기계적 성질이 향상되고 높은 기공성을 가지도록 생체 세라믹과 기공유도중합체를 혼합하여 생분해성 다공질체가 되도록 하는 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법 및 이에 의해 제조된 다공질체에 의해 달성될 수 있다.

상기한 본 발명의 목적은, 폴리카프로락톤(PCL), 비페이직 칼슘 포스페이트(BCP)과 탄산수소암모늄(NH₄HCO₃)을 디클로로메탄(DCM)에 용해시킨 후 60~80℃ 에서 1~3시간 동안 교반시켜 슬러리화 하는 1단계; 상기 1단계에서 제조된 슬러리를 헥산 솔벤트에 떨어뜨리면서 지속적으로 교반시키는 2단계; 상기 2단계의 교반 후 상온에서 방치하여 슬러리 형태에서 무른상태의 구형체가 형성되도록 하는 3단계; 상기 3단계 이후 구형체를 10~20일 간 냉장 보관하여 응고시켜 단단한 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 형성시키는 4단계; 상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출한 후 증류수로 세척하는 5단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법에 의해 달성될 수 있다.

상기 5단계는 진공 상태에서 40~60℃의 온도에서 건조시키는 것을 특징으로 한다.

본 발명에 따르면 물리적 성질과 기계적 성질이 향상되고, 높은 기공성을 가지는 생분해성 고분자 다공질체를 제조하여 뼈 조직의 재생을 유도할 수 있는 효과가 있다.

도 1은 본 발명에 따른 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조 공정을 나타낸 흐름도,
도 2는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 컴퓨터 미세 단층 촬영법을 사용한 다공질체의 고해상도 사진,
도 3은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 주사전자현미경으로 촬영한 사진,
도 4는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 기공 크기를 나타낸 도표,
도 5는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 인장강도-변형률 그래프,
도 6은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 BCP 파우더(a), PCL(b), PCL/BCP-HCM 다공질체(c)의 XRD 분석 그래프,
도 7은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 주사전자현미경으로 촬영한 표면 사진(a)와 EDS 분석(b,c)을 나타낸 사진,
도 8은 대조군과 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체 표본에 MG-63조골세포를 배양하여 MTT 분석에 의한 세포 증식력 비교를 나타낸 그래프,
도 9는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에서 1일(a), 3일(b), 5일(c) 동안 배양된 MG-63 조골세포의 부착, 성장 형태를 나타낸 사진,
도 10은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에서 1일(a), 3일(b), 5일(c) 동안 배양된 MG-63 조골세포의 공초점 현미경 사진이다.

이하 본 발명의 바람직한 실시예를 첨부된 도면을 토대로 상세하게 설명하면 다음과 같다.

도 1은 본 발명에 따른 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조 공정을 나타낸 흐름도이다.

도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명에 따른 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법은, 폴리카프로락톤(PCL), 비페이직 칼슘 포스페이트(BCP)과 탄산수소암모늄(NH₄HCO₃)을 디클로로메탄에 용해시킨 후 60~80℃ 에서 1~3시간 동안 교반시켜 슬러리화 하는 1단계(S1); 상기 1단계(S1)에서 제조된 슬러리를 헥산 솔벤트에 떨어뜨리면서 지속적으로 교반시키는 2단계(S2); 상기 2단계(S2)의 교반 후 상온에서 방치하여 슬러리 형태에서 무른상태의 구형체가 형성되도록 하는 3단계(S3); 상기 3단계(S3) 이후 구형체를 10~20일 간 냉장 보관하여 응고시켜 단단한 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 형성시키는 4단계(S4); 상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출한 후 증류수로 세척하는 5단계(S5)을 포함하여 구성된다.

1단계(S1)

폴리카프로락톤(PCL), 비페이직 칼슘 포스페이트(BCP)과 탄산수소암모늄(NH₄HCO₃)을 디클로로메탄에 용해시킨 후 60~80℃ 에서 1~3시간 동안 교반시켜 슬러리화 한다.

바람직하게는 70℃ 에서 2시간 동안 교반시켜 슬러리화 한다.

[표 1]은 다양한 실험 조성을 나타낸 것이며, 9가지 조건으로 실험을 하였고 각 조건마다 비페이직 칼슘포스페이트, 폴리카프로락톤, 탄산수소암모늄의 함량을 다르게 설정하여 실시하였다.

폴리카프로락톤(Poly(ε-caprolactone : PCL)은 생분해성과 생체적합성이 높은 반 크리스탈 같은 지방족 폴리에스테르이다. 또한 외과 이식 시술과 조직 공학 다공질체로 많이 사용되고 있다.

합성된 인산 칼슘 세라믹은 최근에 뼈를 이루는 시술에 광범위하게 사용되었다.

이러한 세라믹 중 히드록시아파타이트(Hydroxyapatite : HA)으로 구성된 비페이직 칼슘포스페이트(Biphasic Calciumphosphate : BCP)은 이미 많은 다른 연구에서 입증되었으며, 생체 흡수율의 제어가 가능하고, BCP의 내부로 뼈가 빠르게 성장할 수 있다.

상기 폴리카프로락톤과 비페이직 칼슘포스페이트 및 탄산수소암모늄이 최적의 혼합상태를 가질 수 있도록 하기 위해 디클로로메탄 용액에서 혼합시킨다.

따라서 탄산수소암모늄의 분해에 의해 가스기포가 생성된다.

즉 60~80℃까지 열을 가하면 아래의 반응식(1)에 따라 탄산수소암모늄이 분해되면서 암모니아와 이산화 탄소가 발생된다.

즉 이산화 탄소가 가스로 발생되므로 가스기포가 생성된다.

따라서 가스기포의 발생에 의해 다수의 기공을 갖는 다공질을 형성할 수 있고, 이렇게 형성된 기공을 통해 골형성의 분화가 촉진될 수 있다.

이를 가스기포와 구형체 에멀션 부착 기술(gas foaming and spontaneous emulsion droplet adherence ; GF-SEDA)이라 한다.

2단계(S2)

상기 1단계(S1)에서 균일하게 제조된 슬러리를 헥산 솔벤트에 떨어뜨리면서 지속적으로 교반시킨다.

상기 교반 과정에서 미세구형체들이 생성되어지고 서로 붙는 미세구형체들도 생성된다.

3단계(S3)

상기 2단계(S2)를 거쳐 미세구형체들이 생성된 슬러리를 상온에서 방치하면 무른상태의 구형체가 형성된다.

4단계(S4)

상기 3단계 이후 구형체를 10~20일 간 냉장 보관함으로써 단단하게 응고시켜 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체가 형성된다.

상기 HCM은 Hybrid composite microsphere의 약자이다.

5단계(S5)

상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 진공 상태에서 40~60℃의 온도에서 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출하여 독성을 제거하고, 약 40~60℃의 증류수를 이용하여 세척함으로써 최종 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체가 제조된다

바람직하게는 50℃의 증류수를 이용하여 세척한다.

본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체의 특성을 평가하기 위해 주사전자현미경, 컴퓨터 미세 단층촬영기, 수은 기공도 측정기, X-선, EDS 기술과 세포 실험을 실시하였고, 그 결과를 도 2 내지 도 8에 나타내었다.

도 2 내지 도 8을 보다 상세하게 설명하면 다음과 같다.

도 2는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 컴퓨터 미세 단층 촬영법을 사용한 다공질체의 고해상도 사진이다.

도 2의 (a)에 나타낸 바와 같이, 최적 조성으로 PCL/BCP 3D 다공질체가 많은 기공이 존재하여 표면의 조도가 높음을 보여주고 있다.

도 2의 (b)에 나타낸 바와 같이, 컴퓨터 미세 단층촬영법을 이용하여 높은 해상도의 너비에 따라 3D로 촬영되어 회색 반투명의 보여지고 있는 PCL안에 균일하게 분포되었고, 고체이며 흰 명암을 원모양으로 나타난 부분은 BCP가 존재하는 것을 보여주고 있다.

추가적으로 도 2의 (c)에 나타낸 바와 같이, 유사한 너비를 가진 다공질체의 높이에 따른 BCP 와 PCL가 존재함을 보여주고 있으며 컴퓨터 미세 단층 사진은 다공질체 내부를 촬영하여 지지체 구성요소의 공간적 분포를 평가할 수 있다.

도 3은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 주사전자현미경으로 촬영한 사진이다.

상호 연결된 미세기공을 가지는 발포 구조의 형성은 다공질체의 구조에 원모양으로 강조된 부분에서 확인할 수 있다.

또한, 도 3의 (a)에 나타낸 바와 같이, PCL/BCP-HCM 다공질체의 3D구조가 공간적으로 형성됨에 따라 무작위로 연결된 마이크로스피어를 보여주고 있다. 동시에 기공의 지름이 다른 미세 기공분포도 확인할 수 있었다.

도 3의 (b)는 도 3의 (a)의 ‘O’ 으로 표시된 부분을 고배율로 촬영한 것으로 마이크로스피어 표면은 5 μm 보다 낮은 기공의 지름을 가지는 높은 다공성과 BCP 파우더가 표면에 넓게 분포되어 있음을 알 수 있다.

도 4는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 기공 크기를 나타낸 도표이다.

수은 기공도 측정 기술은 기공의 크기, 용량, PCL/BCP-HCM 다공질체의 상호 연결된 다공성의 전체 비율을 나타내기 위해 사용되었다.

도 4에 나타낸 바와 같이, 높게 나타난 두 지점(P, Q로 표시된 부분)의 수치가 가장 많고, 이보다 낮은 수치 또한 많다.

본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 측정된 기공 크기와 용량은 전체 기공량의 약 61.95%을 차지하며, 작은 피크를 많이 가지는 것과 부합되는 곳은 50 μm 보다 작은 지름을 가짐을 확인 할 수 있었다.

반면, 기공의 지름이 50-100 μm로 더 큰 기공이 존재하여 Q로 표시된 부분 사이에 갈라진 틈처럼 보이는 부분은 전체 기공률에서 17.79%를 차치한다.

그리고 100~1000 μm 범위의 기공 지름은 전체 기공률의 22.26%를 차지하였다.

[표 2]는 측정된 기공률의 결과를 정리하여 나타낸 것이다.

그 값은 기공 지름(Pore size)이 0.01 내지 1000 μm 사이의 범위를 가지며, 다공질체의 전체 다공성(Toyal porosity)은 74%로 측정되었다.

도 5는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 인장강도-변형률 그래프이다.

압축 검사는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 기계적 성질을 분석하기 위해 수행하였다.

그래프 곡선은 다공성 고분자 발포체와 같은 전형적인 특징을 보여주었다.

즉, 상당히 증가한 부분에 따른 낮은 변형률은 선형의 탄성 부분으로 나타났으며, 구체적으로 강도 4까지는 압축강도가 증가하였다.

PCL이 75%비율로 다공질체의 구성에서 우세하게 존재하는 PCL/BCP-HCM 다공질체는 작용 하중 반응의 변형을 겪음으로써 도 5에서 인장강도-변형률 곡선은 다공질체의 치밀화가 이루어지고 0.82MPa 의 압축강도까지 증가함을 보였다.

도 6은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 BCP 파우더(a), PCL(b), PCL/BCP-HCM 다공질체(c)의 XRD 분석 그래프이다.

도 6의 (a)에 표시된 크리스탈 모양의 지점은 BCP를 측정한 것으로 BCP의 대조군으로 비교 기준이 된다.

도 6의 (b)는 PCL가 2θ = 21.4° 와 23.7°의 지점에서 관찰되는 것을 나타내고 있다.

도 6의 (c)에서 PCL/BCP-HCM 다공질체는 전형적인 BCP와 PCL 피크를 가지는 것을 확인할 수 있다.

하지만 BCP와 PCL 구성요소의 각각의 결정 구조에서의 변화는 관찰되지 않았다. 이러한 결과를 기반으로 PCL/BCP-HCM 다공질체는 PCL과 BCP가 구성된 구조를 가지고 PCL/BCP MPs의 혼합물에 BCP와 PCL을 가지는 것을 확인할 수 있었다.

도 7은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체를 주사전자현미경으로 촬영한 표면 사진(a)와 EDS 분석(b,c)을 나타낸 사진이다.

도 7의 (a)에 나타낸 바와 같이, 다공질체의 표면의 미세 구조가 다공의 미세구형체(마이크로스피어)가 부착되어 구성되었음을 알 수 있다.

또한 BCP 파우더는 표면에 하얗게 대조된 부분으로 다공질체의 표면에 분산되어 있음을 확인 할 수 있다.

도 7의 (a)에 표시된 P와 Q는 Ca 원자의 비율을 보여주기 위해 측정된 부분으로 도 7의 (b)에 나타낸 바와 같이 1.71, 1.47(Ca/P = 1.16)와, 도 7의 (c)에 나타낸 바와 같이 1.18 (Ca, P 원자 비율이 7.60, 6.44 이다.)의 Ca와 P의 원자 비율을 보였다.

BCP의 구성에 대한 분석에서 본 발명의 가스기포와 구형체 에멀션 부착 기술(gas foaming and spontaneous emulsion droplet adherence ; GF-SEDA)을 사용하였을 때, Ca와 P 요소들이 다공질체에 안정적으로 존재하는 결과를 보였다.

도 8은 대조군과 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체 표본에 MG-63조골세포를 배양하여 MTT 분석에 의한 세포 증식력 비교를 나타낸 그래프이다.

MTT 분석을 이용하여 PCL/BCP-HCM 다공질체에 세포를 착상한지 24시간 및 72시간이 지난 후 MG-63 조골세포의 증식력을 평가하였다.

도 8에서 알수 있듯이 PCL/BCP-HCM 다공질체에 배양된 세포를 72시간 경과 후 관찰한 결과 세포의 형태가 선형으로 증식하였다.

또한, MG-63 세포가 48시간 동안 배양된 후에는 증식력이 175% 가까이 나타났으나, 대조군 보다 PCL/BCP-HCM 다공질체에서 세포증식 정도가 낮았다.

그 결과는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체는 세포실험에서 생체적합성을 보이고 다공질체에서 MG-63 조골세포의 증식력이 좋음을 보였다.

도 9는 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에서 1일(a), 3일(b), 5일(c) 동안 배양된 MG-63 조골세포의 부착, 성장 형태를 나타낸 사진으로써, 배양된지 5일이 지난 MG-63 조골세포 형태를 보여주고 있다.

본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체의 생체적합성을 검사하기 위하여 세포의 증식 형태를 지속적으로 확인하였다.

도 9의 (a)에 나타낸 바와 같이, 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에 세포를 배양시켜 하루가 지난 후 다공성 표면에 세포가 부착되는 것으로 그 크기가 작았지만, 3일 후에는 표면에 부착되었을 뿐만 아니라 세포가 증식되어 확장되었다.

게다가 배양 5일 후 다공질체의 표면 모든 부분에 크기와 실형 위족이 확장되어 상당히 발달하였다(도 9의 (c) 참조).

이러한 관찰 결과, 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체는 생체적합성이 높고 MG-63조골세포의 증식력, 성장, 확장력이 적합한 것을 알 수 있다.

도 10은 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에서 1일(a), 3일(b), 5일(c) 동안 배양된 MG-63 조골세포의 공초점 현미경 사진이다.

본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체 표면에 MG-63 조골세포를 1,3,5 일 동안 배양한 후, 세포의 생존 가능성을 공초점 현미경을 통해 확인 하였다.

도 10에서는 지름이 약 100 μm의 작은 입자의 다공성 PCL/BCP Hybrid 합성 마이크로스피어로서 서로 부착된 둥근 모양의 입자를 확인 할 수 있었다.

MG-63 세포를 PI로 착색시켜 밝은 푸른빛을 보이고 있다.

도 10의 (a)에 나타낸 바와 같이, 본 발명에 의해 제조된 PCL/BCP-HCM 다공질체에 세포를 하루 동안 배양하여 세포의 수가 거의 없지만, 3일 후에는 다공질체 표면에 세포가 성장하여 수가 증가하였음을 도 10의 (b)를 통해 관찰되었다.

게다가 세포가 지속적으로 성장, 증식하여 결국 5일 후에는 다공질체 표면 전체를 균일하게 뒤덮었다(도 10의 (c) 참조).

비록 본 발명이 상기 언급된 바람직한 실시예와 관련하여 설명되어졌지만, 발명의 요지와 범위로부터 벗어남이 없이 다양한 수정 및 변형이 가능한 것은 당업자라면 용이하게 인식할 수 있을 것이며, 이러한 변경 및 수정은 모두 첨부된 청구의 범위에 속함은 자명하다.

S1 : 1단계 S2 : 2단계
S3 : 3단계 S4 : 4단계
S5 : 5단계

Claims (3)

1. 폴리카프로락톤(PCL), 비페이직 칼슘 포스페이트(BCP)과 탄산수소암모늄(NH₄HCO₃)을 디클로로메탄에 용해시킨 후 60~80℃ 에서 1~3시간 동안 교반시켜 슬러리화 하는 1단계;
   상기 1단계에서 제조된 슬러리를 헥산 솔벤트에 떨어뜨리면서 지속적으로 교반시키는 2단계;
   상기 2단계의 교반 후 상온에서 방치하여 슬러리 형태에서 무른상태의 구형체가 형성되도록 하는 3단계;
   상기 3단계 이후 구형체를 10~20일 간 냉장 보관하여 응고시켜 단단한 PCL/BCP-HCM(하이브리드 복합 미세구: Hybrid composite microsphere) 3D 다공질체를 형성시키는 4단계;
   상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출한 후 증류수로 세척하는 5단계;를 포함하는 것을 특징으로 하는 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법.
2. 제 1항에 있어서,
   상기 5단계는 상기 PCL/BCP-HCM 3D 다공질체를 진공 상태에서 40~60℃의 온도에서 건조시켜 헥산 솔벤트를 추출하여 독성을 제거하는 것을 특징으로 하는 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법.
3. 제 1항에 있어서,
   상기 5단계의 증류수 세척은 40~60℃의 증류수를 이용하여 세척하는 것을 특징으로 하는 뼈 조직 재생을 위한 다공질체의 제조방법.
   
   
   

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