TW201350094A - 製造生醫陶瓷骨骼的方法 - Google Patents

Abstract

本發明提供一種製造生醫陶瓷骨骼的方法。本發明之方法係將生醫陶瓷粉末、陶瓷溶膠與分散劑依比例均勻混合且攪拌成漿料；依序塗佈多層漿料於工作台上或之上；緊接在每一層漿料塗佈之後，根據對應的二維截面圖形，選擇性加熱該漿料，進而形成該層陶瓷固態薄層；去除附著於該多層陶瓷固態薄層之殘留漿料，以獲得陶瓷生坯；最後，對陶瓷生坯進行烘乾、燒結，即完成生醫陶瓷骨骼。

Description

製造生醫陶瓷骨骼的方法

本發明關於一種製造生醫陶瓷骨骼(bio-ceramic bone)的方法。

骨骼是組成脊椎動物內最堅硬的器官，其係一種緻密的結締組織，其中包含了骨髓、骨膜、神經、血管和軟骨等。骨骼的主要功能為支撐、運動和保護身體以及造血和儲存礦物質等。隨著人口老化，骨關節病患愈來愈多。在美國每年有150萬的人口依靠外科手術修復受損或破裂的骨骼。目前常見的骨骼修復方法有自體骨骼移植、異體骨骼移植和人造材料等。自體骨骼移植方法是擷取病患本身的骨骼進行移植，雖然不會有疾病感染以及排斥等問題，但其來源受到限制。異體骨骼移植方法則可能將捐贈者本身的疾病傳染給受贈者，同時也提高排斥及細菌或病毒感染的機率。人造材料方法早期多半採用金屬材料，植入後留在體內不會隨著時間代謝消失，且會有應力遮蔽(stress shielding)、磨損或離子析出等問題產生。然而，隨著材料科學和生物醫學的蓬勃發展，使用仿生的人工骨骼材料取代傳統的移植方法已成為目前發展的趨勢。

快速原型(Rapid Prototyping,RP)技術乃是整合雷射、數值控制、電腦及材料科學等技術的成果，可依照電腦輔助設計(Computer Aided Design,CAD)軟體建構的幾何模型，利用層狀堆疊(Layer-additive)的加工技術，製作出複雜外型的3D實體模型。此技術能克服工具機無法加工的幾何外形限制，做到實體自由成型製造(Solid Freeform Fabrication,SFF)。， 目前快速原型技術已廣泛的應用於醫學上如義耳、人工關節、顱骨或下顎重建等。

骨科和牙醫臨床中常會碰到大範圍的骨骼缺陷、感染或腫瘤等問題。雖然，以自體骨骼移植治療這些缺陷是個良好的方法，但是此法也有些缺點，像是在骨骼來源處發病率易提高和來源受到限制等，導致整體修復時間較長。為了避免這些問題，許多專家學者們開始研究骨骼替代物來解決，而當中材料以生醫陶瓷-氫氧基磷灰石(Hydroxyapatite,HA)尤佳。氫氧基磷灰石的成份與骨骼最接近，且具備非抗原性和機械穩定性，能直接與骨骼產生化學性的鍵結。

目前傳統骨骼修復方式較不易依照患者本身缺損骨骼的外形去設計或製作骨骼支架模型，導致有時必須將原本受損的傷口擴大造成二次傷害。快速原型技術可以依照患者缺損部位的電腦斷層掃描(Computer Tomography,CT)圖檔或以3D CAD軟體設計，經過轉檔後輸入快速原型機內，製作出與缺損傷口差異較小的骨骼支架模型。這樣就可降低手術後傷口的尺寸，也可以縮短傷口復原的時間。快速原型技術能夠製做多連通孔結構以及複雜的外型，其少量多樣化的特色，剛好符合應用於製做各種受損外形之骨骼支架模型的需求。

現今科技發展快速，產品少量多樣化已成為發展的趨勢，而一般傳統加工無法符合此項需求。為了因應少量多樣化的產品需求，快速原型技術開始受到重視，其最大的特色是利用層狀堆疊(Layer-additive)的加工方式，能輕易的製作出複雜外型的3D幾何原型，且無需設計複雜的模具，亦無須切削刀具，所以可縮短產品開發的流程，使得產品的開發成本降低。目前快速原型技術已廣泛的應用於工程、醫學和科學等領域。

快速原型技術主要是先取得3D CAD模型檔案後，再將檔案輸出成STL格式，並利用切層(slicing)軟體將模型剖切成多層2D平面，最後匯入原型機內以2D平面堆疊成3D實體模型。

真實骨骼多孔性骨骼支架以及包覆該多孔性骨骼支架之外殼。現有人工骨骼支架常會有溶劑殘留、孔洞分佈不均、孔洞尺寸不精確、無法確保為連通孔和機械強度差等缺點。但是，骨骼支架必須具備足夠的機械性質去支撐負載，直到組織完全修復，且孔洞大小需一致，以符合各種細胞適合生長的尺寸。骨骼支架還須具備連通孔的特性，讓細胞能夠長入支架內部，使血液中的養分能流入。快速原型技術利用層狀堆疊加工技術，能夠較輕易的製做多連通孔結構以及複雜的外型成品，所以可利用患者身上受損組織的CT圖檔，製作出更能符合患者需求的骨骼支架。目前較常被應用於製造骨骼支架的快速原型技術有以下三種，分別為選擇性雷射燒結(Selective Laser Sintering,SLS)、熔融層積法(Fused Deposition Modeling,FDM)以及三維噴印法(3D Printing,3DP)。

SLS是以雷射燒結的方式成型，在燒結前平台會預先加熱至低於粉末熔點的溫度，以避免燒結時熱變形，且可降低雷射所需的功率，之後利用雷射為加熱源，經由掃描鏡使雷射光束做二維的幾何外形掃描，被掃描的區域則會燒結成型，如此循環往復直到實體模型完成為止。2005年S.Das等人以PCL為原料製作多孔支架，其層厚約100μm，而孔洞大小設計為1.75-2.5mm，但實際成品孔隙率為37.5-55%。2010年L.Looney等人將PCL內混入30wt% HA，製作間距為600μm，而孔洞大小為1200μm之多連通孔支架。由上述兩前案可看出，SLS是由雷射加熱材料，使材料熔化而成 型，所以較容易產生熱擴散效應，導致成品精度降低，所以必須適當地調整加工參數改善。

FDM是使用線狀高分子材料為原料，由供料器使材料經過加熱後的擠壓頭，經過擠壓頭後的高分子材料則會融化，再由噴嘴擠出形成一薄帶狀層。噴嘴則安裝在一個可水平和垂直移動的平台上，然後依照2D幾何圖形所產生的路徑移動，使材料沉積於平台後凝固，形成高分子薄片，之後持續做堆疊加工直到實體模型完成為止。傳統FDM技術製作支架時原料都必須加工成線狀，且須加熱使材料熔化，但對於金屬和陶瓷材料而言熔點較高，且不易加工成線狀。所以開始有專家和學者研究以漿料狀的材料，使用直接擠製的方式製作多孔支架。2005年J.Malda等人以三維沈積(3D fibre deposition)技術，將PEGT/PBT顆粒在不銹鋼套針筒內加熱成熔融狀態，再加壓擠出成線狀，建構出完整的股骨關節和脛骨關節支架。2006年J.P.Li等人以甲基纖維素和硬脂酸分別當作黏結劑和分散劑，與66 vol.%的Ti6Al4V粉末混合形成漿料，在室溫下以不同氣壓、進給速度和初始高度，製作出多種不同孔隙度之Ti6Al4V支架。

3DP是以玉米澱粉或石膏粉為原料，利用類似傳統噴墨印表機的方式，將黏結劑噴塗於成型區域內，使粉末相互黏結成實體薄層，之後供料槽上升，利用滾輪將供料槽上的材料鋪於成型平台上，再重複以上步驟，逐層噴塗黏結劑，直到實體模型完成為止。2002年J.K.Sherwood等人以3DP製作硬軟骨複合支架，硬骨的部分是以L-PLGA/TCP所製作，而軟骨部分以L-PLGA/L-PLA為原料，其孔隙率為90%，孔徑大小約106~150μm。2005年Min L.等人以半水硫酸鈣石膏粉為原料，利用3DP製作絨毛狀結構的支架模具，並以PEG當作脫模劑，再以傳統粒子析出法的方式，將溶於溶劑 中之PLGA注入模具內，待溶劑揮發後浸入水中，使PEG和NaCl皆溶水中，就形成與模具對應外型的多孔PLGA支架。3DP是以黏結的方式成型，所以成品會有許多孔洞，導致機械強度不佳，故須以滲蠟或樹脂的方式改善其強度。

目前商用的快速原型機，雖然說具備高精度和高穩定度等優點，但其原料來源和製程參數都受到限制，不易應用於骨骼支架模型的製作。

因此，本發明所欲解決的技術問題在於提供一種製造生醫陶瓷骨骼之方法，其係以快速原型技術為基礎並且解決現有製造方法無法克服的問題。

根據本發明之一較佳具體實施例的製造一生醫陶瓷骨骼的方法，首先係建立關於生醫陶瓷骨骼之立體模型圖形。接著，本發明之方法係將立體模型圖形剖切成M層二維截面圖形，其中M係自然數。每一層二維截面圖形依序對應M層陶瓷固態薄層中之一層陶瓷固態薄層。接著，本發明之方法係將生醫陶瓷粉末、陶瓷溶膠與分散劑依比例均勻混合且攪拌成漿料。接著，本發明之方法係塗佈第一層漿料於工作台上。接著，本發明之方法係根據對應第一層陶瓷固態薄層之第一層二維截面圖形，選擇性加熱第一層漿料之部分漿料，以使第一層漿料被加熱之部分漿料凝結固化，進而形成第一層陶瓷固態薄層。接著，本發明之方法係塗佈第k層漿料於第(k-1)層漿料上，其中k係範圍從2至M中之整數指標。接著，本發明之方法係根據對應第k層陶瓷固態薄層之第k層二維截面圖形，選擇性加熱該第k層漿料之部分漿料，以使第k層漿料被加熱之部分漿料凝結固化，進而形成第k層陶瓷固態薄層。接著，本發明 之方法係重複塗佈第k層漿料之步驟以及加熱該第k層漿料之部分漿料的步驟，直至完成M層陶瓷固態薄層為止。接著，本發明之方法係去除附著於M層陶瓷固態薄層之殘留漿料，以獲得由M層陶瓷固態薄層所構成之陶瓷生坯。最後，本發明之方法係對陶瓷生坯進行烘乾、燒結，即完成生醫陶瓷骨骼。

進一步，本發明之方法係將生醫陶瓷骨骼置於聚乙二醇(PEG)溶液中進行溶滲處理，以提升生醫陶瓷骨骼的機械性質。

於一具體實施例中，生醫陶瓷粉末可以是三鈣磷酸鹽、氫氧基磷灰石(Hydroxyapatite,HA)、甲殼素、磷灰石(Apatite)、金雲母(Fluoro-Phlogopite)、矽灰石、氧化鋁、K₂O、Na₂O、CaO、P₂O₅、SiO₂、MgO或其混合組合所形成的粉末。

於一具體實施例中，生醫陶瓷粉末可以是氫氧機磷灰石粉末，陶瓷溶膠可以是氧化矽溶膠(silica sol)，分散劑可以是三聚磷酸鈉(Na₅P₃O₁₀)，比例係氫氧機磷灰石粉末：氧化矽溶膠：三聚磷酸鈉為約75~80 wt.%：18~22 wt.%：2~3 wt.%。

於一具體實施例中，第一層漿料被加熱之部分漿料以及第k層漿料被加熱之部分漿料產生化學固化反應。

於一具體實施例中，加熱程序係以雷射實施。雷射可以是CO₂雷射、Nd：YAG雷射、He-Cd雷射、Ar雷射或UV雷射。於實際應用中，雷射係以平面掃描方式加熱第一層漿料之部分漿料以及第k層漿料之部分漿料。

於一具體實施例中，生醫陶瓷骨骼包含多孔性骨骼支 架以及包覆多孔性骨骼支架之外殼。外殼之厚度的範圍為約0.8~1.5mm。

於一具體實施例中，對陶瓷生坯進行燒結之溫度範圍為約1200℃~1400℃。

於一具體實施例中，經燒結處理的生醫陶瓷骨骼之抗壓強度範圍為約38~65MPa，經燒結處理的生醫陶瓷骨骼之抗彎強度範圍為1.2~2.0MPa。

與先前技術相較，根據本發明之方法可以製作出具與真實骨骼結構複雜度相似且機械強度高的生醫陶瓷骨骼。根據本發明之方法所製造的生醫陶瓷骨骼能夠增加生物細胞的附著性，以利細胞增生與成長。

關於本發明之優點與精神可以藉由以下的發明詳述及所附圖式得到進一步的瞭解。

請參閱第1圖以及第2A圖至第2C圖，第1圖係繪示根據本發明之製造方法1之一較佳具體實施例的流程圖。本發明之製造方法1用以製造生醫陶瓷骨骼。特別地，與真實的骨骼相同，根據本發明之方法所製造的生醫陶瓷骨骼具包含多孔性骨骼支架以及包覆多孔性骨骼支架之外殼。第2A圖至第2C圖係繪示運用可實施本發明之製造設備3來製造生醫陶瓷骨骼的示意圖。

如第1圖所示，本發明之製造方法1首先係執行步驟S10，建立關於生醫陶瓷骨骼之立體模型圖形。關於該立體模型圖形的建立可以使用電腦斷層掃描技術與逆向工程建構出原始骨骼的立體模型圖形，或是直接利用電腦輔助設計 技術設計出適合的關於生醫陶瓷骨骼之立體模型圖形。以3D繪圖軟體設計出的生醫陶瓷骨骼模型圖形之一範例的部分外觀視圖及部分截面視圖係顯示於第3圖中。第3圖所示的生醫陶瓷骨骼模型圖形，其具有內部連通孔結構。

同樣示於第1圖，接著，本發明之製造方法1係執行步驟S12，將立體模型圖形剖切成M層二維截面圖形，其中M係自然數。每一層二維截面圖形依序對應M層陶瓷固態薄層中之一層陶瓷固態薄層。對第3圖所示生醫陶瓷骨骼模型圖形剖切的M層二維截面圖形中之數層二維截面圖形係顯示於第4圖中。

同樣示於第1圖，接著，本發明之製造方法1係執行步驟S14，將生醫陶瓷粉末、陶瓷溶膠與分散劑依比例均勻混合且攪拌成漿料。該漿料的黏稠性約為3000~8000 cP。

於一具體實施例中，生醫陶瓷粉末可以是三鈣磷酸鹽、氫氧基磷灰石、甲殼素、磷灰石、金雲母、矽灰石、氧化鋁、K₂O、Na₂O、CaO、P₂O₅、SiO₂、MgO或其混合組合所形成的粉末。

於一具體實施例中，生醫陶瓷粉末可以是氫氧機磷灰石粉末，陶瓷溶膠可以是氧化矽溶膠，分散劑可以是三聚磷酸鈉(Na₅P₃O₁₀)，比例係氫氧機磷灰石粉末：氧化矽溶膠：三聚磷酸鈉為約75~80 wt.%：18~22 wt.%：2~3 wt.%。

於一具體實施例中，生醫陶瓷粉末的粒徑可視成型工件的尺寸而定，例如顆粒尺寸為5μm至45μm。

接著，如第1圖及第2A圖所示，本發明之製造方法1係執行步驟S16，以塗層裝置32塗佈第一層漿料於工作台34上。工作台34具有平面，且被致動沿垂直平面之軸(即平行 第2A圖中Z軸之一軸)做升降。根據本發明，塗層裝置32可以包含盛裝漿料CF的漏斗322以及可使漿料CF均勻分佈於工作台34上的刮板324(或圓柱狀滾筒)。漏斗322擠送適當的漿料CF'至工作台34上。刮板324將前述之漿料CF'塗佈成均勻的薄層漿料CF'。每一層漿料CF'的厚度可控制在約0.1mm。但本發明不以此為限，所需的塗層厚度可依照製品截面曲線的曲率以及漿料特性而定，也就是說塗層厚度是可變者。例如，當製品截面曲線的曲率愈大時，塗層厚度則變小。並且本發明也不以水平或等厚度塗佈漿料為限。

接著，如第2B圖所示，本發明之製造方法1係執行步驟S18，根據對應第一層陶瓷固態薄層CF"之第一層二維截面圖形，選擇性加熱該第一層漿料CF'之部分漿料CF'的，以使第一層漿料CF'被加熱之部分漿料CF'凝結固化，進而形成第一層陶瓷固態薄層CF"。

於一具體實施例中，如第2B圖所示，第1圖中之加熱程序係以固態薄膜形成裝置36所發射之雷射光束照射第一層漿料CF'之部分漿料CF'來實施，其中第一層漿料CF'被雷射光束照射之部分漿料CF'被加熱使溶膠產生化學固化反應，進而形成第一層陶瓷固態薄層CF"(第2B圖中深色部分)。也就是說，溶膠脫水而形成鏈狀分子結構(例如，Si-O-Si、Si-O-C/SiC)，再進一步發展為網狀分子結構，當其成長觸及生醫陶瓷粉末時，即將生醫陶瓷粉末緊密包覆並黏結在一起。而相鄰層間亦以溶膠產生化學固化反應而黏結在一起。於化學固化反應完成後，即形成立體的生醫陶瓷坯體。由於未使用有機黏結劑，因此在去除餘料和後續的燒結製程中不會產生有害氣體。由於使溶膠產生化學固化反應所需能量遠小於燒結生醫陶瓷粉末所需能量，因此可大幅降低對陶瓷工件收縮及變形的影響。

如第2B圖所示，固態薄膜形成裝置36包含雷射光束產生裝置362、導光機構364以及聚焦鏡366。雷射光束產生裝置362用以產生雷射光束，例如，CO₂雷射、Nd：YAG雷射、He-Cd雷射、Ar雷射或UV雷射等。於一具體實施例中，雷射光束產生裝置362可以加裝溫度感測器，當溫度感測器偵測到用來冷卻雷射光束產生裝置362之冷卻水溫度超過25℃時，雷射光束產生裝置362即停止雷射光的激發。

一般用於燒結/熔化成形加工的雷射，大多需要500W以上的大功率雷射系統。本發明將生醫陶瓷粉末黏結成形的原理為固化原理，利用低功率雷射光(例如，小於30W)將氧化矽溶膠加熱產生固化作用，形成鏈狀分子結構(例如Si-O-Si、Si-O-C/SiC)再發展為網狀分子結構將生醫陶瓷顆粒固化黏結在一起。本發明是直接採用氧化矽等溶膠經過雷射光加熱產生凝膠固化反應把生醫陶瓷粉末黏結在一起，透過疊層加工方法製作出所需的立體製品。由於本發明之製造方法所需的雷射能量遠小於直接以大功率雷射燒結陶瓷粉末所需能量，因此可大幅降低成品的收縮及變形量並提高尺寸精密度。

於實際應用中，雷射係以平面掃描方式加熱每一層漿料CF'。導光機構364與聚焦鏡366根據對應每一層陶瓷固態薄層CF"之截面圖案被致動平行如第2B圖所示之X-Y平面移動。導光機構364用以導引雷射光束至聚焦鏡366。聚焦鏡366用以聚焦雷射光束至每一層漿料CF'。於一具體實施例中，運用CO₂雷射光束掃描，其掃描速率為約50~300mm/s、掃描間距為約0.1mm，雷射功率為約5~15W。於一具體實施例中，於聚焦鏡366處可以加裝一噴氣管。噴氣管用以導入低壓空氣並經由其噴嘴快速噴出，能夠防止進行雷射光束掃描時漿料濺散附著於聚焦鏡片上，影響雷射光束掃描的精確度。

同樣示於第2B圖，根據本發明之導光機構364包含多個固定的反射鏡以及能被致動平行如第2B圖所示之X-Y平面移動的反射鏡。例如，第2B圖中標示364a及364b標號代表固定的反射鏡，標示364c標號代表能被致動沿平行第2B圖所示之X軸之一軸移動的反射鏡，標示364d號代表能跟隨反射鏡364c被致動並能沿平行第2B圖所示之Y軸之軸移動的反射鏡。聚焦鏡366則伴隨反射鏡364d一起移動。

於一具體實施例中，根據本發明之固態薄膜形成裝置36其雷射光束掃描的工作範圍為450 mm×250 mm，最高速度為3000 mm/min，且其X-Y軸重複精度設計為±0.02 mm。明顯地，根據本發明之固態薄膜形成裝置36，其設計具有工作範圍大與雷射光束聚焦能量充足的優點。

接著，如第1圖及第2C圖所示，根據本發明之製造方法1係執行步驟S20，致動工作台34沿平行第2C圖中Z軸之一軸下降一距離(一個薄層的厚度)，使得在後續塗佈完新的一層漿料後，不必重行調整固態薄膜形成裝置36的聚焦基準。於步驟S20中，並且執行k=(k+1)的運算。此外需強調的是，於實際應用中，每一層陶瓷固態薄層不以相同厚度為必要。

接著，如第1圖所示，本發明之製造方法1係執行步驟S22，以塗層裝置32塗佈第k層漿料於第(k-1)層漿料上，k係範圍從2至M中之一整數指標。隨後，根據本發明之製造方法1係執行步驟S24，根據對應第k層陶瓷固態薄層CF"之第k層二維截面圖形，以固態薄膜形成裝置36所發射之雷射光束照射第k層漿料CF'之部分漿料CF'。同樣地，第k層漿料CF'被雷射光束照射之部分漿料CF'被加熱使溶膠產生化學固化反應，進而形成第k層陶瓷固態薄層CF"。實務上，經由 CAM技術，可將電腦與將製造設備3連線，依據該等二維截面圖形控制固態薄膜形成裝置36對每一層漿料CF'加熱，並進一步達成自動化製造。

接著，根據本發明之製造方法1係執行步驟S26，判斷所有二維截面圖形是否已據以掃描加熱塗佈在工作台34上或之上的漿料層CF'。若步驟S26的判斷結果為否定者，本發明之製造方法1係執行步驟S20，致動工作台34下降一距離(一個薄層的厚度)，接續執行步驟S22及步驟S24，直至完成M層陶瓷固態薄層CF"為止。

若步驟S26的判斷結果為肯定者，本發明之製造方法1係執行步驟S28，以去除裝置(未繪示於第2A圖、第2B圖及第2C圖中)去除附著於M層陶瓷固態薄層CF"之殘留漿料CF'，以獲得由M層陶瓷固態薄層CF"所構成之陶瓷生坯。

於一具體實施例中，去除裝置得以噴霧液體(例如，水)來去除附著於該M層陶瓷固態薄層CF"之殘留漿料CF'。

最後，本發明之方法1係對陶瓷生坯進行烘乾、燒結，即完成生醫陶瓷骨骼。根據本發明之方法所製造的生醫陶瓷骨骼為具有內部連通孔結構，其可以依照不同的3D模型圖，製作出具有特定孔隙形狀與尺寸大小的骨骼。本發明所採用的生醫陶瓷粉末與氧化矽等溶膠均屬於生醫材料，所以能夠製作出具有生醫相容性的骨骼。

於一具體實施例中，對陶瓷生坯進行燒結之溫度範圍為約1200℃~1400℃。實務上，本發明之陶瓷生坯先行加熱至100℃以去除水份，再置於高溫爐中加熱至1200~1400℃，使其產生燒結作用成為生醫陶瓷骨骼。本發明之生醫陶 瓷骨骼經高溫燒結後，孔洞大小會收縮至5~25m(如第7圖所示，第7圖描述於下文)，適合類骨母細胞附著與生長。

於實際應用中，因為使用漿料本身做為支撐結構(support structure)，利用漿料本身黏度所產生的懸浮力作為支撐成品凸懸(overhanging)部份的支撐力。因此，不需要額外建構支撐結構就能製作出具有凸懸結構或具有內部連通孔結構的生醫陶瓷骨骼。

根據本發明之製造方法所製造生醫陶瓷骨骼之一範例的部分截面視圖係顯示於第5圖中。如第5圖所示，本發明之生醫陶瓷骨骼包含多孔性骨骼支架以及包覆多孔性骨骼支架之外殼。於此範例中，外殼之厚度的範圍為約0.8~1.5mm。

第6圖所示為本發明之生醫陶瓷骨骼生坯之一範例的表面組織掃描式電子顯微鏡(SEM)照片。第6圖中標示"HA"為氫氧機磷灰石，標示"Gelled silica"為固化的氧化矽溶膠。

第7圖所示為第6圖所示之生醫陶瓷骨骼生坯之一範例經1200℃燒結所得生醫陶瓷骨骼的表面組織SEM照片。第8圖所示為第6圖所示之生醫陶瓷骨骼生坯之一範例經1400℃燒結所得生醫陶瓷骨骼的表面組織SEM照片。

進一步，本發明之方法係將生醫陶瓷骨骼置於聚乙二醇(PEG)溶液中進行溶滲處理，以提升生醫陶瓷骨骼的機械性質。本發明之生醫陶瓷骨骼經溶滲處理之一範例的表面組織SEM照片示於第9圖。第9圖中標示"PEG"為聚乙二醇，"HA/Silica sol"為氫氧機磷灰石及氧化矽溶膠。

本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼，其密度和孔隙率的關係示於第10圖。 第10圖之結果顯示陶瓷生坯的密度為約1.6~1.7 g/cm³，經1200~1400℃燒結後之生醫陶瓷骨骼的密度為約2.2~2.3 g/cm³。陶瓷生坯的孔隙率為約27~28%，經1200~1400℃燒結後之生醫陶瓷骨骼的孔隙率為約18~14%。

本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼，其燒結溫度與抗壓強度關係示於第11圖，其燒結溫度與抗彎強度關係示於第12圖。第11圖之結果顯示陶瓷生坯的抗壓強度為約10~33MPa，經1200~1400℃燒結後之生醫陶瓷骨骼的抗壓強度為約38~65MPa。第12圖之結果顯示陶瓷生坯的抗彎強度為約0.25~0.9MPa，經1200~1400℃燒結後之生醫陶瓷骨骼的抗彎強度為約1.2~2.0MPa。

本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼，其燒結溫度與表面粗糙度關係示於第13圖。第13圖之結果顯示陶瓷生坯的表面粗糙度為5~16μm，經1200~1400℃燒結後之生醫陶瓷骨骼的表面粗糙度為2.5~14μm。

將本發明之生醫陶瓷骨骼置於培養皿中，進行MG63類骨母細胞的體外培養，其MG63類骨母細胞在不同天數下之細胞光密度值係示於第14圖。經1200℃燒結後之生醫陶瓷進行MG63類骨母細胞體外培養，經過1、4、7天培養後的SEM照片係示於第15圖。第15圖中標示"cell"為MG63類骨母細胞。第14圖及第15圖所示的數據及SEM照片證實根據本發明之製造方法所製造的生醫陶瓷骨骼適合細胞附著、成長。

藉由以上較佳具體實施例之詳述，係希望能更加清楚描述本發明之特徵與精神，而並非以上述所揭露的較佳具體實 施例來對本發明之範疇加以限制。相反地，其目的是希望能涵蓋各種改變及具相等性的安排於本發明所欲申請之專利範圍的範疇內。因此，本發明所申請之專利範圍的範疇應該根據上述的說明作最寬廣的解釋，以致使其涵蓋所有可能的改變以及具相等性的安排。

1‧‧‧製造方法

S10~S30‧‧‧方法步驟

3‧‧‧製造設備

32‧‧‧塗層裝置

322‧‧‧漏斗

324‧‧‧刮板

34‧‧‧工作台

36‧‧‧固化薄層形成裝置

362‧‧‧雷射光束產生裝置

364‧‧‧導光機構

364a、364b、364c、364d‧‧‧反射鏡

366‧‧‧聚焦鏡

CF‧‧‧漿料

CF'‧‧‧漿料層

CF"‧‧‧陶瓷固態薄層

第1圖係根據本發明之製造方法之一較佳具體實施例的流程圖。

第2A圖係運用本發明之製造設備來製造生醫陶瓷骨骼其在塗佈漿料製程階段之示意圖。

第2B係運用本發明之製造設備來製造生醫陶瓷骨骼其在雷射光束掃描加熱製程階段之示意圖。

第2C係運用本發明之製造設備來製造生醫陶瓷骨骼其在堆疊多層陶瓷固態薄層後之示意圖。

第3圖係以3D繪圖軟體設計出的生醫陶瓷骨骼模型圖形之一範例。

第4圖為對第3圖所示生醫陶瓷骨骼模型圖形剖切的M層二維截面圖形中之數層二維截面圖形。

第5圖係根據本發明之製造方法所製造生醫陶瓷骨骼之一範例的部分截面視圖。

第6圖為本發明之生醫陶瓷骨骼生坯之一範例的表面組織SEM照片。

第7圖為第6圖所示之生醫陶瓷骨骼生坯經1200℃燒結所得生醫陶瓷骨骼的表面組織SEM照片。

第8圖為第6圖所示之生醫陶瓷骨骼生坯經1400℃燒結所得生醫陶瓷骨骼的表面組織SEM照片。

第9圖為本發明之生醫陶瓷骨骼經溶滲處理之一範例 的表面組織SEM照片。

第10圖為本發明之陶瓷生坯及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼其密度和孔隙率的關係。

第11圖為本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼其燒結溫度與抗壓強度關係。

第12圖為本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼其燒結溫度與抗彎強度關係。

第13圖為本發明之陶瓷生坯以及陶瓷生坯經1200~1400℃燒結後所得之生醫陶瓷骨骼其燒結溫度與表面粗糙度關係。

第14圖為本發明之生醫陶瓷骨骼進行MG63類骨母細胞的體外培養其MG63類骨母細胞在不同天數下之細胞光密度值。

第15圖為經1200℃燒結後之生醫陶瓷進行MG63類骨母細胞體外培養經過1、4、7天培養後的SEM照片。

1‧‧‧製造方法

S10~S30‧‧‧方法步驟

Claims (10)

1. 一種製造一生醫陶瓷骨骼的方法，包含下列步驟：(a)建立關於該生醫陶瓷骨骼之一立體模型圖形；(b)將該立體模型圖形剖切成M層二維截面圖形，每一層二維截面圖形依序對應M層陶瓷固態薄層中之一層陶瓷固態薄層，其中M係一自然數；(c)將一生醫陶瓷粉末、一陶瓷溶膠與一分散劑依一比例均勻混合且攪拌成一漿料；(d)塗佈第一層漿料於一工作台上；(e)根據對應該第一層二維截面圖形，選擇性加熱該第一層漿料之部分漿料，以使該第一層漿料被加熱之部分漿料凝結固化，進而形成該第一層陶瓷固態薄層；(f)塗佈第k層漿料於第(k-1)層漿料上，k係範圍從2至M中之一整數指標；(g)根據該第k層二維截面圖形，選擇性加熱該第k層漿料之部分漿料，以使該第k層漿料被加熱之部分漿料凝結固化，進而形成該第k層陶瓷固態薄層；(h)重複步驟(f)以及步驟(g)，直至完成該M層陶瓷固態薄層為止；以及(i)去除附著於該M層陶瓷固態薄層之殘留漿料，以獲得由該M層陶瓷固態薄層所構成之一陶瓷生坯；以及(j)對該陶瓷生坯進行烘乾、燒結，即完成該生醫陶瓷骨骼。
2. 如請求項1所述之方法，進一步包含下列步驟：將該生醫陶瓷骨骼置於一聚乙二醇溶液中進行一溶滲處理，以提升該生醫陶瓷骨骼的機械性質。
3. 如請求項1所述之方法，其中該生醫陶瓷粉末係選自由三鈣磷酸鹽、氫氧基磷灰石、甲殼素、磷灰石、金雲母、矽灰石、氧化鋁、K₂O、Na₂O、CaO、P₂O₅、SiO₂、MgO以及其混合組合所組成之群組中之一所形成的粉末。
4. 如請求項1所述之方法，其中該生醫陶瓷粉末為氫氧機磷灰石粉末，該陶瓷溶膠為氧化矽溶膠，該分散劑為三聚磷酸鈉(Na₅P₃O₁₀)，該比例係氫氧機磷灰石粉末：氧化矽溶膠：三聚磷酸鈉為約75~80 wt.%：18~22 wt.%：2~3 wt.%。
5. 如請求項1所述之方法，其中於步驟(e)及步驟(g)中，該第一層漿料被加熱之部分漿料以及該第k層漿料被加熱之部分漿料產生一化學固化反應。
6. 如請求項1所述之方法，其中於步驟(e)及步驟(g)中，該加熱程序係以一雷射實施，該雷射係選自由一CO₂雷射、一Nd：YAG雷射、一He-Cd雷射、一Ar雷射以及一UV雷射所組成之群組中之一。
7. 如請求項6所述之方法，其中該雷射係以一平面掃描方式加熱該第一層漿料之部分漿料以及該第k層漿料之部分漿料。
8. 如請求項1所述之方法，其中該生醫陶瓷骨骼包含一多孔性骨骼支架以及包覆該多孔性骨骼支架之一外殼，該外殼之厚度的範圍為約0.8~1.5mm。
9. 如請求項1所述之方法，其中對該陶瓷生坯進行燒結之溫度範圍為約1200℃~1400℃。
10. 如請求項8所述之方法，其中該生醫陶瓷骨骼之抗壓強度範圍為約38~65MPa，該生醫陶瓷骨骼之抗彎強度範圍為1.2~2.0 MPa。