KR102316833B1 - 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조 방법 및 이에 의해 제조된 매크로/마이크로 이중 기공구조형 3차원 다공성 지지체 - Google Patents

Abstract

본 발명은 기공형성제 및 용매와 비용매간 상 교환을 통한 상 분리 기술 기반 3차원 적층 시스템을 이용하여 열린 기공 구조형 3차원 다공성 고분자 지지체를 제조하는 방법 및 그에 의해 제조된 지지체에 관한 것이다.

Description

열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조 방법 및 이에 의해 제조된 매크로/마이크로 이중 기공구조형 3차원 다공성 지지체{Method for producing three-dimensional open porous scaffolds with controlled macro/micro-porous structure and three-dimensional porous scaffolds manufactured thereby}

본 발명은 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조 방법 및 이에 의해 제조된 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체에 관한 것이다.

다공성 지지체는 손상된 골 또는 조직부위의 재생 효과를 돕기 위해 사용되는 의료용 소재로서, 치과, 성형외과 및 정형외과 등 여러 분야에서 폭 넓게 사용되고 있다. 특히, 3차원적으로 서로 연결된 기공 구조는 골 및 조직 세포의 부착과 분화를 유도할 수 있기 때문에 기공 구조를 제어할 수 있는 기술 개발이 활발히 진행 중에 있다.

본 발명자들에 의해 임의형상제조법과 용매와 비용매의 상 교환을 통한 기공구조를 형성 기술을 결합하여 원하는 형상의 기공구조와 높은 다공도를 지닌 다공체를 제조하는 방법을 개발한 바 있으나, 내부에만 기공이 존재하며 표면에는 기공이 없는 닫힌 구조라는 문제점이 제기되었다[특허문헌 1].

따라서, 지지체 표면에 기공구조를 부여하며 이 기공도를 제어 할 수 있는 제어 기술이 필요한 실정이다.

국내 공개 특허 제2016-0009891호

이에, 상기 지지체 표면에 기공이 없는 닫힌 구조인 문제점을 해결하기 위해, 기공형성제를 통하여 지지체에 열린 기공 구조를 부여 하며, 기공형성제의 양을 조절함으로써 표면의 기공도를 조절하는 3차원 다공성 지지를 제조하는 방법을 개발함으로써 본 발명을 완성하게 되었다.

따라서, 본 발명의 목적은 생분해성 고분자와 기공형성제의 혼합 용액을 비용매 수조에서 3차원으로 적층함으로써 지지체 표면에 다공성 구조를 이루며, 표면 기공 구조가 제어된 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 제조하는 방법을 제공하는 것이다.

상기 과제를 해결하기 위한 수단으로서, 본 발명은

생분해성 합성 고분자 및 기공형성제를 용매에 녹인 생분해성 합성 고분자와 기공형성제 혼합 용액을 비용매에 담가 3D 프린터로 상 교환시켜 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 제조하는 단계

를 포함하는 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조방법을 제공한다.

또한, 상기 과제를 해결하기 위한 다른 수단으로서, 본 발명은

상기 방법에 의해 제조된 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 제공한다.

또한, 상기 과제를 해결하기 위한 또 다른 수단으로서, 본 발명은

상기 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 포함하는 골 충진재 또는 골 대체재를 제공한다.

본 발명에 따른 3차원 다공성 지지체는 생체적합성이 좋은 합성 고분자를 이용함으로써 생체 내에서의 안정성을 확보하면서, 기공형성제를 적정량 사용하여 기계적 강도 또한 우수하다. 특히, 본 발명에 따른 3차원 다공성 지지체의 기공 구조는 생체 뼈와 유사한 구조를 띄고 있어 생체 내 결손 부위에 매식 시 우수한 기계적 강도 뿐만 아니라 보다 빠른 세포의 부착, 증식, 분화를 유도/자극할 수 있다. 본 발명에 따른 3차원 다공성 지지체의 제조방법은 기존 다른 기술과는 달리 스캐폴드 바깥 부분에 열린 기공 구조 형성이 가능하다. 또한, 기공형성제의 함량 비율을 조절하여 인위적으로 스캐폴드의 기공도를 제어할 수 있다.

도 1은 폴리카프로락톤/기공형성제 혼합 용액을 피스톤에 옮긴 후, 3D프린터를 이용해 미리 설정된 디자인을 따라 침전용액(증류수) 안에서 다공체(스캐폴드)를 만드는 과정을 보여주는 모식도이다.
도 2는 폴리카프로락톤 스캐폴드와 표면의 열린 기공 구조를 보여주는 모식도이다. 적층이 완료된 스캐폴드에서 기공형성제를 승화시키면 표면에 연린 기공구조의 형태를 부여할 수 있다.
도 3은 침전용액 안에서 미리 설정된 디자인(11.6mm x 11.6mm x 1.3mm)에 따라 제작된 폴리카프로락톤/기공형성제 혼합 용액으로 제작된 스캐폴드 사진이다[혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 20 중량%(B), 30 중량%(C), 40 중량%(D) 및 50 중량%(E)를 나타낸다].
도 4는 침전용액에서 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드를 나타낸 이미지이다[혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 20 중량%(B), 30 중량%(C), 40 중량%(D) 및 50 중량%(E)를 나타낸다].
도 5는 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 표면을 확대한 이미지(500배)이다[혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 20 중량%(B), 30 중량%(C), 40 중량%(D) 및 50 중량%(E)를 나타낸다].
도 6은 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 표면을 확대한 이미지(3000배)이다[혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 20 중량%(B), 30 중량%(C), 40 중량%(D) 및 50 중량%(E)를 나타낸다].
도 7은 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 40 중량%(B) 및 50 중량%(C)에 따른 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 인장강도를 나타내는 그래프이다[X축: strain (mm/mm), Y축: strength (MPa); 인장강도 값은 그래프 상에서　strength의 값이 최고 점일 때로, 각 군당 5개 샘플의 인장강도 값을 구해 평균값을 도출하였다].
도 8은 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 직경 확대 이미지(500배)와 파이버 간의 직경을 확대한 이미지(500배)이다[혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%(A), 20 중량%(B), 30 중량%(C), 40 중량%(D) 및 50 중량%(E)를 나타낸다].
도 9는 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 60 중량% 따라 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 이미지이다.

본 발명은

생분해성 합성 고분자와 기공형성제를 용매에 녹인 생분해성 합성 고분자와 기공형성제 혼합 용액을 비용매에 담가 3D 프린터로 상 교환시켜 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 제조하는 단계

를 포함하는 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조방법에 관한 것이다.

구체적으로, 생분해성 합성 고분자와 기공형성제를 용매에 녹여 생분해성 합성 고분자와 기공형성제 혼합 용액을 제조하는 단계; 상기 혼합 용액을 이용하여 3차원 적층 시스템이 가능한 3D 프린터에서 혼합 용액을 비용매 수조에서 적층하는 단계; 및 다공성 지지체로부터 기공형성제를 제거하는 단계; 를 포함하는 3차원 적층 시스템을 이용한 다공성 지지체의 제조방법에 관한 것이다.

상기 3차원 적층 시스템을 이용한 다공성 지지체의 제조방법을 구체적으로 설명하면 다음과 같다.

먼저, 생분해성 합성 고분자와 기공형성제를 용매에 녹여 생분해성 합성 고분자와 기공형성제 혼합 용액을 제조한다.

상기 생분해성 합성 고분자는 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, PCL), 폴리락타이드(Polylactide, PLA), 폴리락타이드글리콜라이드 랜덤 공중합체(Polylactide glycolide, PLGA) 및 폴리글리콜라이드(Polyglycolide, PGA)로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상이 바람직하나, 이에 제한되지 않는다.

상기 기공형성제는 동결 성형을 위한 동결매체와 바인더 역할을 하며, 구체적으로 캠핀, 캠포 또는 나프탈렌 등으로, 바람직하게는 캠핀일 수 있다.

상기 용매는 다이클로로에탄(Dichloroethane, DCE), 테트라하이드로퓨란(Tetrahydrofuran, THF), 클로로포름(Choloroform), 아세톤(Acetone), 메틸에틸케톤(Methylethylketone, MEK) 및 헥사플루오르-2-프로판올(hexafluoro-2-propano, HFP)로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상이 바람직하나, 이에 제한되지 않는다.

상기 비용매는 증류수가 바람직하다.

또한, 3차원 적층 시스템을 이용하여 용매를 적층하기 위한 적당한 혼합용액의 구조 유지 여부 등의 이유로 바람직한 생분해성 합성 고분자 100 중량부에 대하여, 기공형성제를 20 내지 50 중량부를 사용하는 것이 바람직하다. 20 중량부 미만 사용하면 열린기공이 표면에 뚜렷하게 형성되지 않으며, 50 중량부를 초과 사용하면 표면에 열린 기공은 형성되나 지지체가 적층되지 못하고 무너져 구조를 유지하지 못하는 문제가 있다.

일 구체예에서 생분해성 합성 고분자와 기공형성제의 혼합 용액은 40 내지 60 ℃에서 1 내지 3시간 동안 교반하고, 20 내지 30 ℃로 냉각시켜 제조된다.

다음은 3차원 적층 시스템이 가능한 3D 바이오프린터에서 상기 혼합 용액을 비용매 수조에서 적층한다. 혼합 용액을 비용매 수조에서 3차원으로 적층하고 동결건조를 통해 기공형성제를 제거함으로써 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조를 이루는 고분자 골격 내 기공도가 제어된 다공성 지지체를 제조할 수 있다.

상기 3차원 적층 시 상기 혼합 용액의 적당한 고형화를 유도하기 위해 용매와 비용매 간의 상 교환은 적층 속도가 1 ~ 5 mm/s의 속도로 실시하는 것이 바람직하다. 만일 1 mm/s 속도 미만이면 3차원 적층 시 이미 적층된 성형체(파이버)와 파이버 사이로 상부의 파이버가 중력 방향으로 붕괴되거나 형상 제어가 어려운 문제가 있으며, 만일 5 mm/s 속도 초과하면 혼합 용액이 고형화되는 속도에 비해 적층 속도가 빠르게 되어 수직 방향으로의 기공 구조 붕괴 현상이 일어나는 문제가 있다.

상기 적층은 3차원으로 적층될 수 있으며, 일 방향성을 가지도록 적층할 수 있다. 상기 일 방향성이란 파이버가 다층으로 형성된 파이버 적층에서 파이버들이 일정 간격으로 적층된 하나의 층을 기준으로 한 쪽 방향으로 향함을 의미한다. 즉, 파이버가 다층으로 형성될 경우 하나의 층은 파이버들이 한 방향으로 일정 간격을 가지도록 형성되며, 상기 하나의 층과 접하는 다른 층은 파이버들이 하나의 층과 수직하는 방향으로 일정 간격을 가지도록 형성될 수 있다. 이때 파이버 사이의 간격(파이버 간의 평균 직경)은 500 내지 700 um일 수 있다.

일 구체예에서, 혼합 용액의 압출 시 3 내지 10 kPa의 압축 공기를 주입하여 압출할 수 있으며, 노즐의 입경은 400 이상 또는 500 um 이하일 수 있다. 또한, 3D 바이오프리팅 속도, 압출속도는 초당 1 ~ 5 mm로 제어할 수 있으며, 높이 방향으로는 초당 1 ~ 5 mm 의 속도로 적층할 수 있다.

일 구체예에서, 기공형성제를 제거하기 위해 동결 건조를 사용할 수 있으며, 동결 건조는 -80 내지 -10℃ 구체적으로 -50 내지 -30 ℃의 온도에서 수행될 수 있다. 상기 온도 범위에서 성형체의 적층물의 손상 없이 기공형성제가 용이하게 제거될 수 있다.

상기 동결 건조에 의해 성형체 내부에 일방향으로 정렬된 동결매체가 제거되어 성형체(파이버) 내부에는 일방향성 마이크로 기공이 형성된다(상기 일방향성은 파이버가 다층으로 형성된 다공성 지지체에서 파이버들이 일정 간격으로 적층된 하나의 층을 기준으로 한 쪽 방향으로 향함을 의미함).

이렇게 제조된 3차원 다공성 지지체는 고분자 골격 내 열린 기공 구조와 함께 기공도가 제어된 다공성 지지체 구조인 것을 특징으로 한다. 특히 3차원으로 적층 가능한 3D 프린트 기술을 활용하여 원하는 형상의 지지체의 크기, 모양, 기공 구조를 모두 제어할 수 있는 능력이 뛰어났다.

본 발명은, 또한 상기 방법으로 제조된 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공구조형 3차원 다공성 지지체에 관한 것이다.

본원발명에서 사용된 용어 "열린 기공"이라 함은 지지체의 표면에 기공구조가 없는 닫힌 표면과는 달리 표면에 기공구조가 부여되어 있는 것으로, 표면에 기공이 없는 구조를 의미한다.

특히, 상기 3차원 다공성 지지체는 적층 시 지지체를 이루는 성형체(파이버)는 각 층마다 일방향으로 정렬되어 있는 구조이며, 일방향 정렬된 성형체(파이버)사이의 간격은 매크로 크기의 기공 구조를 부여하게 되며 성형체(파이버) 내부에는 용매와 비용매간 상교환을 통해 마이크로 사이즈의 기공구조를 갖는다. 보다 구체적으로는 상기 3차원 다공성 지지체는 평균 직경(지름)이 0.5 ㎛ 내지 5 ㎛인 마이크로 기공 구조를 가진 성형체(파이버)가 하나의 층마다 일방향으로 형성되며, 파이버의 평균 직경은 200 ㎛ 내지 300 ㎛ 또는 200 ㎛ 내지 250 ㎛인 것이 바람직하며, 파이버들 간의 평균 직경(지름)이 500 ㎛ 내지 700 ㎛ 또는 600 ㎛ 내지 700 ㎛인 매크로 기공 구조를 동시에 가진다.

또한, 상기 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체는 기공율은 13% 내지 30%이며, 인장강도가 1 MPa 내지 5 MPa 또는 1 MPa 내지 3 MPa일 수 있다.

본 발명에서 제조된 지지체는 3D프린터를 이용하기 때문에 환자의 개개인에게 맞춤형으로 그 형태를 제공할 수 있다는 장점을 갖는다. 또한, 3D프린터를 통해 부여된 지지체의 3차원적인 매크로 기공 구조는 조직의 재생속도를 증진시킨다는 이점이 있다. 한편, 지지체 내부에 형성된 3차원적으로 연결된 마이크로 단위의 기공구조는 그것이 생체의 기공구조와 유사할 경유 조직 재생능뿐만 아니라 세포의 부착, 증식, 분화의 유도/자극 면에서도 유리하다.

따라서, 본 발명은 상기 3차원 다공성 지지체를 포함하는 골 대체재 또는 골 충진재를 제공할 수 있다.

본 발명에 따른 3차원 다공성 지지체는 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공구조 및 우수한 물성을 가지므로, 골 대체재 또는 골 충진재, 즉 다공성 인공 이식재료 및 자가골 대체용 인공 이식재료로 널리 사용될 수 있다.

본 발명의 이점 및 특징, 그리고 그것들을 달성하는 방법은 상세하게 후술되어 있는 실시예들을 참조하면 명확해질 것이다. 그러나 본 발명은 이하에서 개시되는 실시예들에 한정되는 것이 아니라 서로 다른 다양한 형태로 구현될 것이며, 단지 본 실시예들은 본 발명의 개시가 완전하도록 하고, 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자에게 발명의 범주를 완전하게 알려주기 위해 제공되는 것이며, 본 발명은 청구항의 범주에 의해 정의될 뿐이다.

실시예 1: 3차원 다공성 지지체의 제조

1) PCL/캠핀 혼합 용액 제조

20ml의 밀폐 가능한 유리병에 2g의 폴리카프로락톤(Mn= 80,000) (Sigma-Aldrich, St. Louis, MO, US)과 9ml의 아세톤을 넣었다.

상기 유리병에 0.4 내지 1g의 기공형성제(캠핀)를 넣고 50℃에서 2시간 동안 교반하여 PCL/캠핀을 완전 용해하였고, 이후 용액의 온도가 상온이 되도록 2시간 동안 식혀주었다.

2) 비용매 상 분리법을 통한 성형체 제조

상온에서 준비된 PCL/캠핀 혼합 용액을 노즐의 직경이 0.5mm인 15ml의 압출용 피스톤에 주입하였다. 3D 프린팅 하기 위해 압축공기를 주사기에 주입하여 노즐 팁으로부터 혼합 용액이 초당 3mm의 속도로 토출되도록 하였다. 상기 폴리카프로락톤과 기공형성제(캠핀)을 동시에 고화시키는 증류수(비용매)를 침전 용액으로 사용하였다.

3D 프린터로는 컴퓨터 조절 로봇(Ez-Robo5, Iwachita, Japan)를 사용하였으며, 적층 속도 초당 3 mm, 3 kPa 내지 10 kPa의 압축 공기를 가해 미리 디자인된 성형체(11.6mm x 11.6mm x 1.3mm)를 침전 용액 안에서 축성하였다. 8층을 적층하였으며, 상기 성형체가 침전 용액에서 완성된 후 완전한 고화를 위해 침전 용액에서 5분 동안 노출시켰다.

3) 다공성 지지체의 제조

상기 성형체에 있는 기공형성제를 제거하여 기공을 부여하기 위해, 영하 40℃ 온도에서 동결건조기에 연결해 3~4시간 동안 기공형성제를 완전히 승화시켰다.

실험예 1: 기공형성제의 함량에 따른 다공성 지지체의 기공도 확인

기공형성제의 함량에 따른 기공율을 측정하기 위해 주사전자현미경(FE-SEM; JSM-6701F; JEOL Techniques, Tokyo, Japan)을 사용하여 측정하였다.

상기 다공성 지지체의 전체 기공율(porosity)은 ImageJ라는 프로그램으로 계산되었다. SEM이미지를 ImageJ 프로그램을 통해 분석할 수 있으며, 기공형성제의 함량에 따라 SEM 이미지에서 기공율이 얼마나 되는지 하기 표 1에 나타내었다.

구분	기공형성제 함량 (중량%)
	0	20	30	40	50
기공율(%)	13.2	15.5	17.7	20.4	25.5

도 3 내지 도 6에 나타낸 바와 같이, 표면에 열린 기공을 부여할 수 있으며, 기공형성제의 함량이 많을수록 기공율이 높아지며, 이에 따라 강도는 낮아짐을 확인하였다. 기공형성제의 비율이 증가함에 따라 스캐폴드의 기공도가 증가하였다. 기공형성제의 함량 가능한 범위는 20~50 중량%이며, 50 중량%를 초과할 경우 지지체가 적층이 되지 않고 무너지는 것을 확인하였다 [도 9].

실험예 2: 기계적 물성 측정

실시예 1에서 제작된 3차원 다공성 지지체에 대하여 열린 기공구조를 확인하기 위하여 주사전자현미경(FE-SEM; JSM-6701F; JEOL Techniques, Tokyo, Japan)으로 관찰하였다.

또한, 다공성 PCL 지지체의 기계적 특성을 평가하기 위해 시편을 시행하였고 3mm x 0.8mm x 10mm의 크기로 만들어 인장강도 시험을 진행하였다.

상기 인장강도는 만능재료시험기(OTU-05D, Oriental TM Corp., Korea)의 크로스 헤드 스피드를 3mm/min로 하여 측정하였다. 시편이 늘어나다가 완전히 끊어질 때까지 강도 측정을 하였으며, 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%, 40 중량% 및 50 중량%, 총 3개의 군의 인장강도를 측정하였다.

그 결과는 도 7에 나타내었으며, 기공형성제의 함량이 높아질수록 강도가 낮아짐을 확인하라 수 있으며, 이로서 기공형성제의 최적의 함량은 40 중량%임을 알 수 있다.

기공형성제 0 중량%일 때 인장강도는 2.35Mpa, 40 중량%일 때는 1.99Mpa, 50중량%일 때 인장강도는 1.55Mpa를 나타내었다.

실험예 3: 기공 구조 및 크기 확인

실시예 1에서 제조된 PCL 지지체의 기공 구조는 주사전자 현미경[FE-SEM, JSM-6701F, JEOL, Techniques, Tokyo, Japan]을 이용해 관찰하였고, 기공의 폭(가로, 세로, 높이 등)은 주사전자 현미경으로 관찰한 이미지로부터 추정하였다. 더욱이, ImageJ라는 프로그램을 이용하여 마이크로 사이즈의 기공 구조를 분석하였다.

도 8은 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 직경 확대 이미지(500배)와 파이버 간의 직경을 확대한 이미지(500배)이다. 상기 3차원 다공성 지지체(제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드)는 1.2 ~ 2.5 ㎛인 마이크로 기공 구조를 가진 성형체(파이버)가 하나의 층마다 일방향으로 형성되며, 파이버의 평균 직경은 200 내지 230 ㎛로 확인되었다. 파이버들 간의 평균 직경(지름)이 650~680 ㎛인 매크로 기공 구조를 동시에 가짐을 확인하였다.

혼합 용액 내에서 폴리카프로락톤 대비 기공형성제의 비율(중량 대비)이 0 중량%, 40 중량% 및 50 중량%의 경우를 ImageJ라는 프로그램을 이용하여 SEM 이미지를 분석하였다. ImageJ 프로그램으로 표면에 있는 기공 50개를 임의로 선정하여 마이크로 기공의 평균과 표준편차를 도출하였다. 기공형성제의 비율이 0 중량%인 경우는 표면에 기공이 존재하지 않아 기공의 크기를 측정하지 않았다.

하기 표 2는 제작된 폴리카프로락톤 스캐폴드의 마이크로 기공 크기를 분석한 것이다.

기공 형성제 함량 (wt%)	40	50
마이크로 기공 크기 [㎛](n=50)	1.76 ±0.58	1.97 ±0.51

Claims (11)

1. 생분해성 합성 고분자와 기공형성제를 용매에 녹인 생분해성 합성 고분자와 기공형성제 혼합 용액을 비용매에 담가 3D 프린터로 상 교환시켜 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체를 제조하는 단계
   를 포함하되,
   상기 기공형성제는 상기 생분해성 합성 고분자 100 중량부에 대하여 20 중량부 내지 50 중량부를 함유하며,
   상기 마이크로 기공의 평균 직경이 0.5 ㎛ 내지 5 ㎛
   파이버의 평균 직경은 200 ㎛ 내지 300 ㎛
   파이버들 간의 평균 직경(지름) 500 ㎛ 내지 700 ㎛ 인 매크로 기공 구조를 동시에 갖고,
   기공율이 13% 내지 30%인,
   열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체의 제조방법.
   
2. 제 1 항에 있어서,
   상기 생분해성 합성 고분자는 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, PCL), 폴리락타이드(Polylactide, PLA), 폴리락타이드글리콜라이드 랜덤 공중합체(Polylactide glycolide, PLGA) 및 폴리글리콜라이드(Polyglycolide, PGA)로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상인 3차원 다공성 지지체의 제조 방법.
   
3. 제 1 항에 있어서,
   상기 용매는 다이클로로에탄(Dichloroethane, DCE), 테트라하이드로퓨란(Tetrahydrofuran, THF), 클로로포름(Choloroform), 아세톤(Acetone), 메틸에틸케톤(Methylethylketone, MEK) 및 헥사플루오르-2-프로판올(hexafluoro-2-propano, HFP)로 이루어진 군에서 선택된 하나 이상인 3차원 다공성 지지체의 제조방법.
   
4. 제 1 항에 있어서,
   비용매는 증류수인 3차원 다공성 지지체의 제조 방법.
   
5. 삭제
6. 제 1 항에 있어서,
   상 교환은 1 mm/s 내지 5 mm/s의 속도로 실시하는 3차원 다공성 지지체의 제조 방법.
   
7. 제 1 항에 있어서,
   압축공기는 3 kPa 내지 10 kPa로 처리하는 3차원 다공성 지지체의 제조 방법.
   
8. 제 1 항에 따른 방법으로 제조된 열린 기공의 매크로/마이크로 이중 기공 구조형 3차원 다공성 지지체.
   
9. 제 8 항에 있어서,
   인장강도가 1 MPa 내지 5 MPa인 3차원 다공성 지지체.
   
10. 청구항 8의 3차원 다공성 지지체를 포함하는 골 대체재.
    
11. 청구항 8의 3차원 다공성 지지체를 포함하는 골 충진재.

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