WO2013058547A1 - 멤브레인형 인공 지지체 및 이의 제조 방법 - Google Patents

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WO2013058547A1
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layer
interval
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membrane
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심진형
조동우
김정용
김종영
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포항공과대학교 산학협력단
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Definitions

  • the present invention relates to a membranous artificial scaffold, and more particularly, to a membrane-like scaffold for guided bone regenerat ion (GBR) and a manufacturing method thereof.
  • GLR guided bone regenerat ion
  • Tissue engineering is a technical field in which small amounts of cells collected from patient tissues are cultured in large quantities and then differentiated into 3D tissues to regenerate them into tissues and organs in order to regenerate damaged organs. .
  • Three-dimensional culture of tissues requires artificial scaffolds that the cell can recognize in a three-dimensional environment.
  • a guided bone regenerat ion is a method for regenerating lost mandibles.
  • the role of the membranous scaffold is very important.
  • Membrane-like scaffolds mainly cover areas where bone is lost, and prevent soft tissues such as gum tissue from penetrating into ' bone loss sites ' and induce bone tissue to regenerate.
  • ⁇ 4> Currently commercially available membrane-type artificial scaffolds use non-absorbent materials made of expanded polytetraf luoroethylene (ePTFE) or titanium. These artificial scaffolds have excellent mechanical strength and biocompatibility, but because they accumulate into fibrous tissue when they are embedded in the body, they cause problems in binding to surrounding bone when used in bone tissue.
  • ePTFE expanded polytetraf luoroethylene
  • the conventional membrane-like artificial support is difficult to control the size of the pore structure or the pore easily, and the internal structure is often a non-uniform sponge form.
  • the structure without the voids is a problem that peeling because the fusion with the bone tissue is not properly made, there is a problem that the sponge structure has a weak mechanical strength does not have the ability to maintain the space basically provided by the artificial support.
  • the present invention is a membrane-type artificial support that does not peel off after surgery by using a material having a high affinity with surrounding tissues, and can improve mechanical strength and space retention by forming voids of a regular shape. To provide.
  • the-present invention is easily adjustable to eu gonggeukwa size-can was eu "eu chunggin eubak ⁇ - - to re-eu if the room o
  • eu gonggeukwa size-can was eu "eu chunggin eubak ⁇ - - to re-eu if the room o
  • Membrane-like artificial support i) is arranged in contact with the bone tissue in the body, and the first layer consisting of at least one island layer arranged side by side at a first distance from each other, ii ) A two-layer layer which is laminated on the first layer, arranged in contact with the soft tissue in the body, and arranged in parallel with at least one fibrous layer arranged side by side at a second interval from each other, the first interval being the second interval Is formed larger.
  • the first layer comprises first fibers arranged side by side with a first gap therebetween and extending along a first direction
  • the second layer is arranged side by side with a second gap between each other and intersects with the first direction. It may comprise second fibers extending along two directions.
  • the first interval may be in the range of 150 and the second interval may be in the range of 30 to 50 // m.
  • the height of each of the first fibers and the second fibers may be in the range of 50 ⁇ m to 100 / m.
  • the first and second fibers comprise polycaprolactone (PCL) and the first fibers further comprise at least one of hydroxyapatite and tri-calcium phosphate (TCP).
  • PCL polycaprolactone
  • TCP tri-calcium phosphate
  • the first and second fibers are poly-lactic acid (PLA), poly-glycol ic acid (PGA), and polylactic coglycol as minor components in polycaprolactone (PCL) It may further comprise at least one of an acid (poly-lact ic-co— glycol ic acid, PLGA).
  • the first layer is arranged with a first distance from each other and extends along the third direction, and with the third direction fixed on the third fibers and arranged with a first distance from each other, It may comprise fourth fibers extending along the intersecting fourth direction.
  • the second layer is arranged at a second distance from each other and extends along the fifth direction, and the fifth fibers are fixed on the fifth fibers and arranged at a second distance from each other and intersect with the fifth direction.
  • the sixth fibers may extend along the sixth direction.
  • the first interval may be in the range of 150 / in to 400 / kg and the second interval may be in the range of 30 to 50 / m.
  • the height of each of the third fibers, fourth fibers, fifth fibers, and sixth fibers may range from 50 to 100.
  • the third fibers, the fourth fibers, the fifth fibers, and the sixth fibers comprise polycaprolactone (PCL), and the third and fourth fibers comprise hydroxyapatite and tricalcium phosphate (TCP). It may further include at least one of).
  • PCL polycaprolactone
  • TCP tricalcium phosphate
  • the subcomponent may further include at least one of polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), and polylacticcoglycolic acid (PLGA).
  • PLA polylactic acid
  • PGA polyglycolic acid
  • PLGA polylacticcoglycolic acid
  • a method of manufacturing a membrane-type artificial support includes providing a first biopolymer and a second biopolymer to a syringe of a first stacking head and a second stacking head, respectively. Spraying a first biopolymer through a nozzle of a first stacking head to form a first layer of at least one layer of fibers arranged side by side at a first distance from each other; and a first through a nozzle of a second stacking head Spraying a second biopolymer over the layer to form a low twelve layer of at least one fibrous layer arranged side by side with a second gap therebetween, wherein the first gap and the second gap have different values.
  • the first layer may be disposed in contact with the bone tissue in the body
  • the second layer may be disposed in contact with the soft tissue in the body
  • the first interval may be larger than the second interval
  • the first interval may range from 150i m to 400 im and the second interval may range from 30 // m to 50.
  • the height of each of the at least one fibrous layer can range from 50 to 100 /.
  • the first layer and the second layer may include polycaprolactone (PCL), and the first layer may further include at least one of hydroxyapatite and tricalcium phosphate (TCP).
  • the first and second layers may further comprise at least one of polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), and polylacticcoglycolic acid (PLGA) as minor components in polycaprolactone (PCL). .
  • the membrane-type artificial support of this embodiment facilitates the fusion of bone tissue with the artificial support, and can also block soft tissue from penetrating into the bone tissue loss site.
  • the membrane-type artificial support of the present embodiment to form a void of a regular shape to increase the mechanical strength and space retention capacity, it is possible to easily adjust the size of the void during manufacture.
  • FIG. 1 is a schematic trial of a membrane-shaped artificial support according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the membranous artificial support shown in FIG. 1 taken along the line a-a '.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the membranous artificial support shown in FIG. 1 taken along the line b-b '.
  • Figure 4a shows that the first and second floors are each tall, with a single shape. It's a delay picture.
  • FIG. 4B is a photograph of an artificial support body according to an embodiment in which the first layer and the second layer are each 60 heights.
  • FIG. 5 is a schematic drawing of a membranous artificial support according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a scanning electron microscope (SEM) photograph showing a first layer in an artificial support according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 7 is a scanning electron microscope (SEM) photograph showing a second layer in an artificial support according to a second embodiment of the present invention.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing the configuration of a multi-axis lamination system for producing an artificial support.
  • 9A and 9B are schematic views sequentially illustrating a process of manufacturing an artificial support using the multiaxial lamination system shown in FIG. 8.
  • FIG. 1 is a schematic perspective view of a membrane-shaped artificial support (hereinafter referred to as 'artificial delay') according to a first embodiment of the present invention
  • FIGS. 2 and 3 respectively show the artificial delay shown in FIG. Is a cross-sectional view taken along the line a-a 'and b-b'.
  • the artificial scaffold 100 of the first embodiment is an artificial scaffold positioned between hard tissue and soft tissue among various parts of the body, and may be used for bone-induced regeneration of hard tissue.
  • the artificial scaffold 100 is embedded to cover the bone loss site and is located between the hard tissue, the bone tissue, and the soft tissue, the gum tissue.
  • the artificial support 100 of the first embodiment is in contact with the bone tissue and constitutes a bone tissue-friendly layer, and the first layer 10 and the soft tissue in contact with the soft tissue. It consists of a laminated structure of the 2nd layer 20 which comprises an affinity layer. The first layer 10 and the second layer 20 are in contact
  • the entire artificial support 100 forms a void of a regular shape to improve mechanical strength and space holding ability.
  • the scaffold 100 soft tissue Bone tissue loss eu eu eu eu ⁇ sub - let Prevent penetration into place eu eu Jaco, in a direct loss of n ⁇ emitter eu eu eu euun new bone trillion eu eu eu jikkki Function to help play.
  • the first layer 10 consists of first fibers 11 arranged side by side with a first gap dl therebetween and extending along the first direction.
  • the second layer 20 consists of second fibers 22 arranged side by side with a second distance d2 therebetween and extending along a second direction intersecting the first direction.
  • the second fibers 22 are fixed on the first fibers 11.
  • the second direction may or may not be orthogonal to the system 1 direction.
  • the first and second directions are orthogonal to each other, but the second direction may cross various angles with respect to the first direction.
  • first fibers 11 and the second fibers 22 may have various cross-sectional shapes such as square, circular, elliptical, and the like.
  • 1 to 3 illustrate the first fibers 11 and the second fibers 22 having a square cross-sectional shape as an example, but the cross-sectional shapes of the first and second fibers 11 and 12 may vary. It can be modified.
  • the first spacing dl of the first fibers 11 in the first layer 10 in contact with the bone tissue may be in the range of 150 to 400 // m. This gap is an advantageous size for bone tissue regeneration and can smoothly fuse the bone tissue and the artificial support when this range is satisfied. In this case, the first intervals dl existing in the first layer 10 may have an error within ⁇ 20 m.
  • the size of the first gaps dl of the first layer 10 is very important for proliferation and differentiation after bone cells are seeded on the artificial support 100. If the first interval (dl) is smaller than 150, oxygen or nutrient diffusion (diffusion), which is essential for the survival of bone cells, does not work well within the first layer (10). It may not proceed easily inside. On the other hand, when the first interval (dl) exceeds 400 /, the mechanical strength of the first layer 10 ' and the entire support body 100 is lowered, and protein synthesis and extracellular matrix secretion associated with bone cell formation are reduced. Can be degraded.
  • the error range of the first intervals dl increases, the randomness of the voids increases, which leads to a decrease in interconnectivity and permeability between the voids. Regular pores with small pore errors can promote bone regeneration than disordered pores.
  • the error range within ⁇ 20 / ZDi may be referred to as a uniform interval, and according to the manufacturing method of the artificial support 100 described below, the error within ⁇ 20. Can be guaranteed.
  • the second spacing d2 of the second fibers 22 in the second layer 2P in contact with the soft tissue may be in the range of 30J I to 50 / m. This gap is a size that makes it difficult to penetrate soft tissues, and when it meets this range, the fragile contact with the second layer (20) —the t-layer tKry of yesterday. Penetration into the tissue loss site can be prevented. At this time, the second intervals W2 present in the second layer 20 may have an error of ⁇ 10 or less.
  • the pore size of a structure that is not penetrated by soft tissue is known to be 50 or less. Therefore, the second spacing d2 of the second fibers 22 should be 50 // m or less.
  • the second interval (d2) is less than 30 / ⁇ , it is not desirable because the opportunity for nutrient and oxygen delivery is blocked.
  • the range of 30 ⁇ to 50 ⁇ s is the optimal range for basic oxygen and nutrient delivery while preventing soft tissue penetration.
  • ⁇ 10 considering that the second interval d2 is in the range of 30 to 50; The margin of error within is a uniform interval.
  • the artificial support 100 of the first embodiment sets the pore size of the first layer 10 in contact with the bone tissue, that is, the first gap dl to a size optimized for bone tissue regeneration.
  • the pore size of the second layer 20 in contact with each other, that is, the second gap d2 is set differently to a size optimized for the prevention of soft tissue penetration.
  • first interval (dl) is set equal to the second interval (d2)
  • the soft tissues are less likely to penetrate, but the fusion between the bone tissue and the artificial support is poor and the artificial support is peeled off. The chances of exposure are high. This leads to failure of the scaffold procedure.
  • the soft tissue is formed on the second layer.
  • the bone loss site is less likely to be regenerated into the bone can not properly perform the role of artificial scaffold called bone induced regeneration.
  • the artificial scaffold 100 of the first embodiment smoothly fuses the bone tissue and the artificial scaffold 100 by setting the pore size suitable for the characteristics of the first layer 10 and the second layer 20. At the same time, soft tissue may be blocked from penetrating into the bone tissue loss site. Therefore, the artificial support 100 of the first embodiment can smoothly perform the bone-induced regeneration function while preventing the procedure failure due to peeling and exposure.
  • the first layer 10 is made of a biopolymer having excellent affinity with bone tissue
  • the second layer 20 has a good affinity with soft tissue. It is made of a sieve polymer. .
  • the second layer 20 in contact with the soft tissue includes polycaprolactone (PCL), a biopolymer having excellent mechanical strength and excellent elasticity.
  • PCL polycaprolactone
  • the second layer 20 refers to (pcrlycaprO—ta— ctorreT ⁇ Pet.
  • Ingredients including poly-lact ic acid (PLA), polyglycolic acid (poly- glycol ic acid, PGA), and poly-lact ic-co-glycol ic acid, PLGA) may be included as a subcomponent.
  • Polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), and polylacticcoglycolic acid (PLGA) are more hydrophilic than polycaprolactone (PCL).
  • PCL polycaprolactone
  • the biodegradation rate of the second layer 20 including the above-described subcomponents can be faster than that of polycaprolactone (PCL) alone, it is more advantageous for bone tissue regeneration.
  • polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), and polylacticcoglycolic acid (PLGA) have higher mechanical and stiffness than polycaprolactone (PCL); polycaprolactone (PCL) It reinforces the mechanical properties of.
  • the first layer 10 in contact with the bone tissue is composed of a mixture of the biopolymer constituting the second layer 20 and an inorganic material that can maximize the induction of bone tissue regeneration, that is, the bone component ceramic.
  • the bone component ceramic can be hydroxyapatite or tri-calcium phosphate (TCP).
  • the first layer 10 may be formed of a material in which at least one of hydroxyapatite and tricalcium phosphate (TCP) is mixed with polycaprolactone (PCL).
  • the first layer 10 has at least one of polylactic acid (PLA), polyglycolic acid (PGA), and polylacticcoglycolic acid (PLGA) as a minor component in polycaprolactone (PCL) as a main component.
  • at least one of hydroxyapatite and tricalcium phosphate may be formed of a mixed material.
  • the artificial support 100 made of a biopolymer has better biocompatibility than a nonabsorbable material such as expanded polytetraf luoroethylene (ePTFE) or titanium.
  • ePTFE expanded polytetraf luoroethylene
  • fibers 11 and 22 of a certain thickness are arranged in a directional manner, they have excellent mechanical strength and elasticity and flexibility because the oil length is considerably longer than the fiber width. Is excellent.
  • the artificial support 100 of the first embodiment forms the first layer 10 by mixing the bone constituent ceramic with the biopolymer, thereby effectively inducing bone tissue regeneration and the mechanical structure of the first layer 10. It is possible to increase the strength and increase the surface roughness of the first layer 10 to increase the adhesion effect to the bone tissue.
  • each of the first layer 10 and the second layer 20 may be in the range of 50 to 100.
  • the height of the first layer 10 is denoted by hi
  • the height of the second layer 20 is denoted by h 2.
  • hi is equal to the thickness or diameter of the first fiber 11
  • h2 is equal to the thickness one or diameter of the second fiber 22—.
  • the artificial support 100 of the first embodiment is manufactured by spraying and laminating a sieve 1 fiber material and a second fiber material in a molten state from a nozzle. The molten fibrous material sprayed from the nozzle is cured within a few seconds to solidify, wherein the heights hi and h2 of each of the layers 10 and 20 are closely related to the interlayer adhesion.
  • each of the first layer 10 and the second layer 20 is less than 50, there is difficulty in actual processing and stable lamination, and if it exceeds ⁇ ⁇ , the interlayer adhesion force is not sufficient. When the support 100 is bent, an interlayer peeling phenomenon may occur. Delamination is a serious problem that results in the failure of clinical applications.
  • FIG. 4A is a photograph of artificial limbs according to a comparative example in which the first and second layers are each 120 at a height
  • FIG. 4B is an embodiment in which the first and second layers are each 60 / m in height. Is a photograph of the artificial scaffold.
  • FIG. 5 is a schematic perspective view of a membrane-like artificial support (hereinafter referred to as an artificial support member) according to a second embodiment of the present invention.
  • the first layer 10 in contact with the bone tissue and the second layer 20 in contact with the soft tissue are composed of a plurality of fibrous layers.
  • the first layer 10 may be arranged side by side with a first gap dl therebetween and extend along a third direction, and the first gap dl between each other.
  • fourth fibers 14 arranged side by side and extending in a fourth direction intersecting with the third direction.
  • the fourth fibers 14 are fixed on the third fibers 13, and the first layer 10 has a structure in which the fiber layer of the third fibers 13 and the fiber layer of the crab 4 fibers 14 are stacked. Is made of.
  • the third direction and the fourth direction may or may not be orthogonal to each other.
  • the third fibers 13 and the fourth fibers 14 may have various cross-sectional shapes such as square, round, and oval.
  • FIG. 4 the case where the third fibers 13 and the fourth tongues 14 having the rectangular cross-sectional shape are orthogonal to each other is illustrated as an example, but the third fibers 13 and the fourth fibers 14 are illustrated.
  • the intersection angle and the cross-sectional shape of) are not limited to the illustrated example.
  • System 1 spacing dl is in a size favorable for bone tissue regeneration, i.e. in the range of 150 m to 400 zm, and the first spacings dl present in the first layer 10 are within ⁇ 20 ⁇ . It can have In addition, the third fibers 13 and the fourth fibers 14 are made of the same material as the crab fibers 11 described in the first embodiment to exhibit high affinity with bone tissue.
  • the second layer (yo 2 ⁇ ) eu is a second distance (d2) between each other two ": ⁇ ⁇ Rin: HA-times" column eu ⁇ ⁇ 3 ⁇ 4 euje 5 eu direction - the eu ttaha eu
  • sixth fibers 26 extending along the sixth direction, which are arranged side by side with the elongated fifth fibers 25 and a second distance d2 therebetween and intersect the fifth direction.
  • the sixth fibers 26 are fixed on the fifth fibers 25, and the second layer 20 has a structure in which the fibrous layer of the fifth fibers 25 and the fibrous layer of the sixth fibers 26 are stacked. Is done.
  • the fifth and sixth directions may be orthogonal or non-orthogonal.
  • the fifth fibers 25 and the sixth fibers 26 may have various cross-sectional shapes such as square, round, and elliptical rounds.
  • the fifth fibers 25 and the sixth fibers 26 having a rectangular cross-sectional shape are orthogonal to each other, but the fifth fibers 25 and the sixth fibers 26 are illustrated as an example.
  • Cross section angle and cross-sectional shape are not limited to the illustrated example.
  • the second interval d2 is in a size where penetration of soft tissue is difficult, that is, in the range of 30 to 50 m, and the second intervals d2 present in the second layer 20 are less than or equal to 10 m. There may be errors.
  • the fifth fibers 25 and the sixth fibers 26 are made of the same material as the second fibers 22 described in the first embodiment to exhibit high affinity with the soft structure.
  • the height can be in the range of 50 to 100. When this range is satisfied, high adhesion can be achieved to suppress intercalation.
  • any one of the first layer 10 and the second layer 20 It may consist of a fibrous layer, and the other may consist of a plurality of fibrous layers.
  • FIG. 6 is a scanning electron microscope showing a low U layer in an artificial support according to a second embodiment.
  • FIG. 7 is a scanning electron microscope (SEM) picture showing a second layer in the artificial support according to the second embodiment.
  • the third fibers and the fourth fibers of the first layer contacting the bone tissue may be 250.
  • the third fibers and the fourth fibers have a rough surface by mixing of trical phosphate (TCP), and this rough surface has an effect of facilitating fusion with surrounding bone tissue.
  • the fifth and sixth fibers of the second layer in contact with the soft tissue have a spacing of 35 ⁇ 10 / m, and polycaprolactone (PCL) and polylacticcoglycolic acid (PLGA).
  • PCL polycaprolactone
  • PLGA polylacticcoglycolic acid
  • Is a mixture of The Crab 2 layer does not contain tricalcium phosphate (TCP) and has a smooth surface, which is effective in preventing the influx of soft tissues.
  • FIG. 8 is a schematic view showing the configuration of a multi-axis lamination system for producing an artificial support.
  • a multi-axis for the sake hockey of the local government the first floor of the building tMrrrr ⁇ head deposi- tion system.
  • Sol id free—from fabr icat ion method converts free shape information obtained from CAD data into G-code based on rapid prototype technology. It is a technique for producing a desired three-dimensional shape by further laminating the.
  • Multi-axis lamination system is a system for manufacturing artificial support for three-dimensional tissue engineering by applying this free-form manufacturing method.
  • the multi-axis lamination system is a system that can control position, silver, and pressure independently from each other to produce a three-dimensional artificial support by melting the material by hot melting and then spraying it by pneumatically.
  • the multi-axial lamination system 300 includes a first lamination head 30A and a second lamination head 30B which eject an artificial support material to a predetermined width.
  • Each 'lamination head 30A, 30B has a syringe (31) for injecting and storing the material, a nozzle (32) for spraying the material introduced into the syringe (31), And a heater 33 to properly maintain the temperature of the.
  • the first biopolymer (biopolymer for preparing the first layer) is provided in the syringe 31 of the first stacking head 30A, and the syringe 31 of the second stacking head 30B is provided.
  • 2 biopolymers (biopolymers for the preparation of the second layer) are provided, and the artificial support 100 is formed by spraying the biopolymers through the respective nozzles 32.
  • the first biopolymer and the second biopolymer are provided to the syringe 31 in a solid state and then heated by the heater 33 to maintain a molten state suitable for injection.
  • the multi-axis stacking system 300 includes an X-axis displacement moving unit 41 for moving the first and second stacking heads 30A, 30B in the x-axis direction, and the first and second stacking heads 30A, 30B.
  • Y-axis displacement moving part 42 for moving y) in the y-axis direction
  • z-axis displacement moving part 43 for moving the first and second stacking heads 30A, 30B in the z-axis direction.
  • the shape of the artificial support 100 to be manufactured is input to the integrated controller 52 through the data model 51, and the integrated controller 52 is a three-dimensional shape data of the artificial support 100.
  • the multi-axial stacking system 300 is set to coordinate values to set the first and second stacking heads 30A and 30B according to the three-dimensional shape data of the artificial support 100 transferred from the integrated controller 52. Spray the material of artificial support 100 while moving.
  • the temperature controller 53 is connected to the first and second enemy heads 30A and 30B to control the temperature of the syringe 31.
  • the temperature controller 53 is connected to the heater 33 attached to the first and second stacking heads 30A and 30B and counts them so that the syringe 31, the jack, the body, and the 3 ⁇ molecule are blocked. Have been Heat or maintain to temperature. Therefore, the biopolymer may be changed or maintained in an appropriate state to be sprayed, and sprayed at a predetermined thickness through the nozzle 32.
  • the pressure controller 54 is connected to the first and second stacking heads 30A, 30B to control the pressure delivered to the first and second stacking heads 30A, 30B, and through the nozzle 32. Adjust the injection speed of the biopolymer to be injected.
  • the pressure controller 54 may be pneumatic and may include a pneumatic 55 that directly applies pressure to the first and second stacking heads 30A, 30B.
  • the compressor 55 is independently connected to each axis of the multi-axis stacking system 300 can adjust the air pressure in various ways for each axis.
  • 9A and 9B are schematic views sequentially illustrating a process of manufacturing an artificial support by using the multi-axis lamination system shown in FIG. 8.
  • the artificial limb 100 is designed using a CAD program.
  • the shape information of the designed artificial scaffold 100 is transmitted from the data model 51 to the integrated controller 52.
  • the integrated controller 52 controls the silver controller 53, the pressure controller 54 and the displacement moving parts 41, 42, 43 based on the transmitted shape information.
  • the first biopolymer is provided to the syringe 31 of the first stacking head 30A, and the second biopolymer is provided to the syringe 31 of the second stacking head 30B. And confines the first and second biopolymers to a temperature suitable for injection using the temperature controller 53 and the heater 33.
  • the first stacking head 30A is then controlled by the displacement moving parts 41, 42, 43 and the pressure controller 54, and on the work table 60 via the nozzle 32, the first biopolymer. Spraying to form a first layer 10 made of the first fibers 11 (see FIG. 9A). On the other hand, the first biopolymer may be sprayed to form a first layer including third fibers and fourth fibers that cross each other.
  • the second stacking head 30B is under the control of the displacement moving parts 41, 42, 43 and the pressure controller 54, and the second biopolymer over the first layer 10 via the nozzle 32.
  • Spraying to form a second layer 20 of second fibers 22 see FIG. 9B.
  • the second biopolymer may be sprayed to form a second layer including fifth fibers and sixth fibers that cross each other.
  • the multi-axial lamination system 300 is used to arrange the first fibers 11 arranged at a first distance dl therebetween and a second gap d2 therebetween.
  • ⁇ Two ⁇ containing t22r This laminated and intersecting artificial support 100 can be formed.
  • a cell-friendly artificial support 100 can be produced.
  • the temperature and pressure and the nozzle feed rate it is possible to easily adjust the width, spacing and height of the fibers constituting the artificial support 100 can easily manufacture a variety of artificial support (100).

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Abstract

골 유도 재생(Guided bone regeneration, GBR)을 위한 멤브레인형 인공 지지체 및 이의 제조 방법을 제공한다. 본 발명에 따른 멤브레인형 인공 지지체는, 체내에서 골 조직과 접하도록 배치되며 서로간 제1 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제1층과, 제1층 위에 적층되고 체내에서 연 조직과 접하도록 배치되며 서로간 제2 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제2층을 포함한다. 제1 간격은 제2 간격보다 크게 형성된다.

Description

【명세서】
【발명의 명칭】
멤브레인형 인공 지지체 및 이의 제조 방법
【기술분야】
<1> 본 발명은 멤브레인형 인공 지지체에 관한 것으로서， 보다 상세하게는 골 유 도 재생 (Guided bone regenerat ion, GBR)을 위한 멤브레인형 인공 지지체 및 이의 제조 방법에 관한 것이다 .
【배경기술】
<2> 조직 공학 (t i ssue engineer ing)은 손상된 장기를 재생하기 위하여 환자의 조 직으로부터 소량 채취 한 세포를 대량으로 배양한 후 3차원 조직으로 분화시켜 이것 을 조직 및 기관으로 재생시키는 기술 분야이다. 조직의 3차원 배양을 위해서는 세 포가 3차원 환경으로 인식할 수 있는 인공 지지체를 필요로 한다.
<3> 치과 분야에서 손실된 하악골을 재생시키는 방법으로서 골 유도 재생 (Guided bone regenerat ion, GBR)이 있다. 이 치료 방법에서 멤브레인형 인공 지지체의 역 할이 매우 중요하다. 멤브레인형 인공 지지체는 주로 골이 손실된 부위를 감싸며， 잇몸 조직과 같은 연 조직 이 ' 골 손실 부위로 침투하는 것을 방지하고， 골 조직 이 다시 재생할 수 있도록 유도하는 기능을 한다.
<4> 현재 상용화된 멤브레인형 인공 지지체는 ePTFE( expanded polytetraf luoroethylene) 또는 티타늄 재질의 비흡수성 재료를 사용한다 . 이러한 인공 지지체는 기계적 강도와 생체 적합성 이 우수하지만 , 체내에 매식될 때 섬유 조직으로 쌓여 있기 때문에 골 조직에 사용될 경우 주변 골과의 결합에서 문제를 야기한다.
<5> 또한， 종래의 멤브레인형 인공 지지체는 공극이 없는 구조이거나 공극의 크 기를 용이하게 제어하기 어 려우며， 내부 구조 형 태가 비균질한 스폰지 형상을 이루 는 경우가 많다. 공극이 없는 구조는 골 조직과의 융합이 제대로 이루어지지 않아 박리되는 문제가 있으며， 스폰지 구조는 기계적 강도가 약하여 인공 지지체가 기본 적으로 갖추어야 할 공간 유지 능력을 지니지 못하는 문제가 있다.
【발명의 상세한 설명】
【기술적 과제】
<6> 본 발명은 주변 조직과의 친화성 이 높은 재료를 이용하여 수술 이후 박리되 지 않으며， 규칙적 인 모양의 공극을 형성하여 기계적 강도와 공간 유지 능력을 향 상시킬 수 있는 멤브레인형 인공 지지 체를 제공하고자 한다.
<7> 또한， -본 발명은 공극와 크기를 용이하게ᅳ 조절—할—수ᅳ었 " ᅳ충긴 ^ᅳ박—리—를ᅳ방ᅩ지 할 수 있는 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법올 제공하고자 한다.
【기술적 해결방법】
본 발명의 일 실시 예에 따른 멤브레인형 인공 지지체는， i ) 체내에서 골 조 직과 접하도록 배치되며， 서로간 제 1 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬 유층으로 이루어진 제 1층과， ii ) 제 1층 위에 적층되고， 체내에서 연 조직과 접하도 록 배치되며， 서로간 제 2 간격을 두고 나란히 배열돤 적어도 하나의 섬유층으로 이 루어진 계 2층올 포함하며， 제 1 간격은 제 2 간격보다 크게 형성된다.
제 1층은 서로간 제 1 간격을 두고 나란히 배열되며 제 1 방향을 따라 연장된 제 1 섬유들을 포함하고， 제 2층은 서로간 제 2 간격올 두고 나란히 배열되며 제 1 방 향과 교차하는 제 2 방향을 따라 연장된 제 2 섬유들을 포함할 수 있다.
제 1 간격은 150 내지 의 범위에 속하고， 제 2 간격은 30 내지 50//m 의 범위에 속할 수 있다 . 제 1 섬유들과 제 2 섬유들 각각의 높이는 50ΜΠ 내지 100/ m 의 범위에 속할 수 있다.
제 1 섬유들과 제 2 섬유들은 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)을 포함 하고， 제 1 섬유들은 하이드록시아파타이트 (hydroxyapat ite)와 트리칼슘 포스페이트 (tr i-calcium phosphate, TCP) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다 .
제 1 섬유들과 제 2 섬유들은 폴리카프로락톤 (PCL)에 부 성분으로서 폴리락틱 산 (poly-lact ic acid, PLA) , 폴리글리콜산 (poly-glycol i c acid, PGA) , 및 폴리락틱 코글리콜산 (poly-lact ic-co— glycol i c acid, PLGA) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
다른 한편으로， 제 1층은 서로간 제 1 간격을 두고 배열되며 제 3 방향을 따라 연장된 제 3 섬유들과， 제 3 섬유들 위에 고정되고 서로간 제 1 간격을 두고 배열되며 제 3 방향과 교차하는 제 4 방향을 따라 연장된 제 4 섬유들을 포함할 수 있다 . 그리 고 제 2층은 서로간 제 2 간격을 두고 배열되며 제 5 방향을 따라 연장된 제 5 섬유들 과， 제 5 섬유들 위에 고정되고 서로간 제 2 간격을 두고 배열되며 제 5 방향과 교차 하는 제 6 방향을 따라 연장된 제 6 섬유들을 포함할 수 있다.
제 1 간격은 150/ in 내지 400/加의 범위에 속하고， 제 2 간격은 30 내지 50/ m 의 범위에 속할 수 있다 . 제 3 섬유들 , 제 4 섬유들 , 제 5 섬유들， 및 제 6 섬유들 각 각의 높이는 50 1 내지 100 의 범위쎄 속할 수 있다.
제 3 섬유들， 제 4 섬유들， 제 5 섬유들， 및 제 6 섬유들은 폴리카프로락톤 (PCL) 을 포함하고， 제 3 섬유들과 제 4 섬유들은 하이드톡시아파타이트와 트리칼슴 포스페 이트 (TCP) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
<16> 제3~섬유들 τᅳ제 4 삼유들 , 제 5 섬유들， 및 제 6ᅳ섬ᅳ유들은ᅳ플히ᅩ카ᅳ프로락톤 (PCL) 에 부 성분으로서 폴리락틱산 (PLA) , 폴리글리콜산 (PGA) , 및 폴리락틱코글리콜산 (PLGA) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다 .
<17> 본 발명의 일 실시 예에 따른 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법은， 제 1 적 층 헤드 및 제 2 적층 헤드의 시린지에 각각 제 1 생체 고분자와 제 2 생체 고분자를 제공하는 단계와， 계 1 적층 해드의 노즐을 통해 계 1 생체 고분자를 분사하여 서로 간 제 1 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제 1층을 형 성하는 단계와， 제 2 적층 헤드의 노즐을 통해 제 1층 위로 제 2 생체 고분자를 분사 하여 서로간 제 2 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 저 12층을 형성하는 단계를 포함하며， 제 1 간격과 제 2 간격은 서로 다른 값을 가진 다 ·
<18> 제 1층은 체내에서 골 조직과 접하도록 배치되고， 제 2층은 체내에서 연 조직 과 접하도록 배치되며， 제 1 간격은 제 2 간격보다 크게 형성될 수 있다.
<19> 제 1 간격은 150i m내지 400 im의 범위에 속하고， 제 2 간격은 30//m 내지 50 의 범위에 속할 수 있다. 적어도 하나의 섬유층 각각의 높이는 50 내지 100/ 의 범 위에 속할 수 있다.
<20> 제 1층과 제 2층은 폴리카프로락톤 (PCL)을 포함하고 , 제 1층은 하이드록시아파 타이트와 트리칼슘 포스페이트 (TCP) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다. 제 1층과 제 2층은 폴리카프로락톤 (PCL)에 부 성분으로서 폴리락틱산 (PLA) , 폴리글리콜산 (PGA) , 및 폴리락틱코글리콜산 (PLGA) 중 적어도 하나를 더 포함할 수 있다.
【유리한 효과】
<21> 본 실시 예의 멤브레인형 인공 지지 체는 골 조직과 인공 지지 체의 융합을 원 활하게 함과 동시에 골 조직 손실 부위로 연 조직 이 침투하지 않도록 차단할 수 있 다 . 또한， 본 실시 예의 멤브레인형 인공 지지체는 규칙적인 모양의 공극을 형성하 여 기계적 강도와 공간 유지 능력을 높이며， 제조시 공극의 크기를 용이하게 조절 할 수 있다.
【도면의 간단한 설명】
<22> 、 도 1은 본 발명의 제 1 실시 예에 따른 멤브레인형 인공 지지체의 개략적 인 사 시도이다 .
<23> 도 2는 도 1에 도시한 멤브레인형 인공 지지체를 a-a '선을 따라 절개한 단면 도이다.
<24> 도 3은 도 1에 도시한 멤브레인형 인공 지지체를 b-b '선을 따라 절개한 단면 도이다.
<25> ——도ᅳ 4a는ᅳ쩨 층과 제2층이 각각 높이ᅳ로一형ᅳ성—된ᅳ ᅵᅳ따른—언 ᅳ지ᅳ 지체 사진이다.
<26> 도 4b는 제 1층과 제 2층이 각각 60 높이로 형성된 실시예에 따른 인공 지지 체의 사진이다.
<27> 도 5는 본 발명의 제 2 실시예에 따른 멤브레인형 인공 지지체의 개략적인 사 시도이다.
<28> 도 6은 본 발명의 제 2 실시예에 따른 인공 지지체에서 제 1층을 나타낸 주사 전자현미경 (SEM) 사진이다.
<29> 도 7은 본 발명의 제 2 실시예에 따른 인공 지지체에서 제 2층을 나타낸 주사 전자현미경 (SEM) 사진이다.
<30> 도 8은 인공 지지체를 제조하기 위한 다축 적층 시스템의 구성을 나타낸 개 략도이다.
<3i> 도 9a와도 9b는 도 8에 도시한 다축 적층 시스템을 이용하여 인공 지지체를 제조하는 과정올 순차적으로 나타낸 개략도이다.
【발명의 실시를 위한 형태】
<32> 이하， 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속 하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도톡 상세히 설명한다. 본 발명은 여러 가지 상이한 형태로 구현될 수 있으며 여기에서 설명하 는 실시예에 한정되지 않는다.
<33> 도 1은 본 발명의 제 1 실시예에 따른 멤브레인형 인공 지지체 (이하 '인공 지 지체'라 한다)의 개략적인 사시도이고， 도 2와 도 3은 각각 도 1에 도시한 인공 지 지체를 a-a'선 및 b-b'선올 따라 절개한 단면도이다.
<34> 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)는 체내 여러 부위 중 경 조직과 연 조직 사 이에 위치하는 인공 지지체로서， 경 조직인 골 유도 재생을 위해 사용될 수 있다. 예를 들어， 인공 지지체 (100)는 골이 손실된 부위를 감싸도록 매식되며 경 조직인 골 조직과 연 조직인 잇몸 조직 사이에 위치한다.
<35> 도 1 내지 도 3을 참고하면， 제 1실시예의 인공 지지체 (100)는 골 조직과 접 촉하여 골 조직 친화층을 구성하는 제 1층 (10)과， 연 조직과 접촉하여 연 조직 친화 층을 구성하는 제 2층 (20)의 적층 구조로 이루어진다. 제 1층 (10)과 계 2층 (20)은 접
^ 촉하는 조직의 특성에 맞게 서로 다른 크기의 공극을 형성하여 생체 적합성을 높인 다.
<36> 또한, 인공 지지체 (100) 전체는 규칙적인 모양의 공극을 형성하여 기계적 강 도와 공간 유지 능력을 향상시킨다. 이러한 인공 지지체 (100)는 연 조직이 골 조직 ᅳᅳ ^ᅳ손실ᅳ부—위ᅳ로ᅳ침투하자 않도록 차단하코, 손실된 n 직ᅳ으로^터ᅳ새 ᅳ운ᅳ골ᅳ조ᅳ직끼ᅳ 재생할수 있도록 도와주는 기능을 한다.
<37> 구체적으로， 제 1층 (10)은 서로간 제 1 간격 (dl)을 두고 나란히 배열되며 제 1 방향올 따라 연장된 제 1 섬유들 (11)로 이루어진다. 그리고 제 2층 (20)은 서로간 제 2 간격 (d2)을 두고 나란히 배열되며 제 1 방향과 교차하는 제 2 방향을 따라 연장된 제 2섬유들 (22)로 이루어진다. 제 2섬유들 (22)은 제 1섬유들 (11) 위에 고정된다.
<38> 제 2 방향은 계 1 방향과 직교하거나 직교하지 않올수 있다. 도 1에서는 제 1 방향과 제 2 방향이 직교하는 경우를 예로 들어 도시하였으나, 제 2 방향은 제 1 방향 에 대해 여러 가지 다양한각도로 교차할수 있다.
<39> 또한， 제 1 섬유들 (11)과 제 2 섬유들 (22)은 사각， 원형， 타원형 등 다양한 단 면 형상을 가질 수 있다. 도 1 내지 도 3에서는 사각 단면 형상을 가진 제 1 섬유들 (11)과 제 2 섬유들 (22)을 예로 들어 도시하였으나， 제 1 및 제 2 섬유들 (11， 12)의 단면 형상은 다양하게 변형 가능하다.
<40> 골 조직과 접하는 제 1층 (10)에서 제 1 섬유들 (11)의 제 1 간격 (dl)은 150 내 지 400//m의 범위에 속할 수 있다. 이 간격은 골 조직 재생에 유리한 크기로서 이 범위를 만족할 때 골 조직과 인공 지지체를 원활하게 융합할 수 있다. 이때 제 1층 (10)에 존재하는 제 1 간격들 (dl)은 ±20 m 이내의 오차를 가질 수 있다.
<4i> 구체적으로， 골 세포가 인공 지지체 (100)에 파종된 후 증식 및 분화하는데 제 1층 (10)의 제 1 간격들 (dl) 크기 설정이 매우 중요하다. 제 1 간격 (dl)이 150 보 다 작으면 골 세포가 살아가는데 필수적인 산소나 영양분의 확산 (diffusion) 작용 이 제 1층 (10) 내부에서 잘 이루어지지 않으며， 골,조직 재생 과정에 필수적인 혈관 침투가 내부로 용이하게 진행되지 않을 수 있다. 반면， 제 1 간격 (dl)이 400/ 를 초 : 과하면 제 1층 (10)'및 인공 지지체 (100) 전체의 기계적 강도가 낮아지며， 골 세포의 형성과 연관된 단백질 합성 및 세포외 기질 분비 등이 저하될 수 있다.
<42> 또한， 제 1 간격들 (dl)의 오차 범위가 커질수록 공극의 무질서도 (randomness) 가 증가하고， 이는 공극 사이의 연결성 (interconnect ivity) 및 투과성 (permeability) 저하를 초래한다. 공극 오차가 작은 규칙적인 공극이 무질서한 공 극보다 골 재생을 촉진시킬 수 있다. 제 1 간격 (dl)이 150 내지 400 범위임을 감안할 때 土 20/ZDi 이내의 오차 범위는 균일한 간격이라 할 수 있으며， 다음에 설명 하는 인공 지지체 (100)의 제조 방법에 따르면 ±20 이내의 오차를 보장할 수 있 다.
<43> 연 조직과 접하는 제 2층 (2P)에서 제 2 섬유들 (22)의 제 2 간격 (d2)은 30J I 내 지 50/m의 범위에 속할 수 있다. 이 간격은 연 조직의 침투를 어렵게 하는 크기로 서 이 범위를 만족할 때 제 2층 (20)과 접하는 연 조쩍—어ᅳ제 t층 tKry과ᅳ접하는 골 조 직 손실 부위로 침투하는 것을 방지할 수 있다. 이때 제 2층 (20)에 존재하는 제 2 간 격들 W2)은 土 10 이내의 오차를 가질 수 있다.
<44> 구체적으로， 연 조직의 침투가 불가능한 구조물의 공극 크기는 50 이하로 알려져 있다. 따라서 제 2 섬유들 (22)의 제 2 간격 (d2)은 50//m 이하이어야 한다. 반 면， 제 2간격 (d2)이 30/ΛΠ보다 작으면 영양분 및 산소 전달의 기회가 차단되므로 바 람직하지 않다. 따라서 30μιη 내지 50卿 범위는 기본적인 산소 및 영양분 전달은 가 능하면서 연 조직의 침투를 막을 수 있는 최적 범위라 할수 있다. 또한， 제 2 간격 (d2)이 30 내지 50 범위임을 고려할 때 ±10; 이내의 오차 범위는 균일한 간 격이라할수 있다.
<45> 이와 같이 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)는 골 조직과 접하는 계 1층 (10)의 공극 크기， 즉 제 1 간격 (dl)을 골 조직 재생에 최적화된 크기로 설정하고, 연 조직 과 접하는 제 2층 (20)의 공극 크기， 즉 제 2 간격 (d2)를 연 조직 침투 방지에 최적화 된 크기로 서로 다르게 설정한다.
<46> 만일 계 1 간격 (dl)을 제 2 간격 (d2)과 동일하게 설정하면 연 조직이 침투할 기희는 줄어들지만， 골 조직과 인공 지지체 사이의 융합이 잘 이루어지지 않아 인 공 지지체가 박리되어 노출될 가능성이 높아진다. 이는 인공 지지체 시술의 실패로 이어진다.
<47> 그리고 제 2 간격 (d2)을 제 1 간격 (dl)과 동일하게 설정하면 연 조직이 제 2층
(20)과 제 1층 (10)을 통과하여 골 조직 손실 부위로 쉽게 침투하므로 골 조직이 유 도되어 재생될 공간이 줄어들게 된다. 즉， 골 손실 부위가 골로 재생될 기회가 줄 어들게 되므로 골 유도 재생이라는 인공 지지체의 역할을 제대로 수행할수 없다.
<48> 그러나 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)는 제 1층 (10)과 제 2층 (20)의 특성에 맞는 공극 크기를 설정함에 따라 골 조직과 인공 지지체 (100)의 융합을 원활하게 함과 동시에 골 조직 손실 부위로 연 조직이 침투하지 않도록 차단할 수 있다. 따 라서， 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)는 박리 및 노출에 따른 시술 실패를 방지하 면서 골 유도 재생 기능을 원활하게 수행할수 있다.
<49> 또한， 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)에서 제 1층 (10)은 골 조직과의 친화력 이 우수한 생체 고분자로 제조되고， 제 2층 (20)은 연 조직과의 친화력이 우수한 생 체 고분자로 제조된다. .
<50> 구체적으로, 연 조직과 접하는 제 2층 (20)은 연 조직에 적합한기계적 강도를 가지면서 탄성력이 우수한 생체 고분자인 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL) 을포함한다. ᅳ
<5i> 다른—한편으로,—제 2층 (20)은-폴리카프로락톤— (-pcrlycaprO—ta— ctorreT^Pet을ᅳ주ᅳ 성분으로 포함하면서 여기에 폴리락틱산 (poly-lact ic acid, PLA) , 폴리글리콜산 (poly— glycol ic acid, PGA) , 및 폴리락틱코글리콜산 (poly-lact ic-co-glycol ic acid, PLGA) 중 적어도 하나를 부 성분으로 포함할 수 있다.
친수성은 세포의 접착 및 증식에 중요한 요소인데， 폴리락틱산 (PLA)과 폴리 글리콜산 (PGA) 및 폴리락틱코글리콜산 (PLGA)은 폴리카프로락톤 (PCL)보다 친수성 이 높기 때문에 플리카프로락톤 (PCL)의 친수성을 보완할 수 있다 . 그리고 전술한 부 성분이 포함된 제 2층 (20)의 생 분해 속도가 폴리카프로락톤 (PCL) 단독의 경우보다 빨라질 수 있으므로 골 조직 재생에 보다 유리하다 . 또한， 폴리락틱산 (PLA)과 폴리 글리콜산 (PGA) 및 폴리 락틱코글리콜산 (PLGA)은 폴리카프로락톤 (PCL)보다 기 계적 탄 성 력과 강성 이 높으므；로 폴리카프로락톤 (PCL)의 기계적 물성치를 보강하는 기능을 한다 .
골 조직과 접하는 제 1층 (10)은 제 2층 (20)을 구성하는 생체 고분자와 골 조직 재생 유도를 극대화할 수 있는 무기물， 즉 골 구성 성분 세라믹의 흔합체로 이루어 진다. 골 구성 성분 세라믹은 하이드록시아파타이트 (hydroxyapatite) 또는 트리칼 슘 포스페이트 (tri-calcium phosphate, TCP)일 수 있다.
제 1층 (10)은 폴리카프로락톤 (PCL)에 하이드록시아파타이트와 트리칼슴 포스 페이트 (TCP) 중 적어도 하나가 흔합된 재료로 형성될 수 있다. 다른 한편으로， 제 1 층 (10)은 주 성분인 폴리카프로락톤 (PCL)에 부 성분으로서 폴리락틱산 (PLA) , 폴리 글리콜산 (PGA) , 및 폴리락틱코글리콜산 (PLGA) 중 적어도 하나와， 하이드록시아파타 이트와 트리칼슴 포스페이트 중 적어도 하나가 혼합된 재료로 형성될 수 있다. 생체 고분자로 제조된 인공 지지체 (100)는 ePTFE( expanded polytetraf luoroethylene) 또는 티타늄과 같은 비흡수성 물질보다 생체 친화도ᅳ가 우수하다 . 또한， 일정 두께의 섬유들 (11， 22)이 방향성을 가지고 규칙적으로 배열 되어 있으므로 우수한 기 계적 강도를 가지며， 섬유 폭에 비해 ^유 길이가 층분히 길기 때문에 탄성 력과 유연성 (f lexibi l ity)이 우수하다 .
또한， 제 1 실시 예의 인공 지지체 (100)는 골 구성 성분 세라믹을 생체 고분자 와 흔합하여 제 1층 (10)을 형성함에 따라， 골 조직 재생을 효과적으로 유도하고， 제 1층 (10)의 기 계적 강도를 높이며， 제 1층 (10)의 표면 거 칠기를 크게 하여 골 조직과 의 접착 효과를 증대시킬 수 있다.
또한, 제 1층 (10)과 제 2층 (20) 각각의 높이는 50 내지 100 의 범위에 속할 수 있다. 도 2에서 제 1층 (10)의 높이를 hi으로 표시하고 , 제 2층 (20)의 높이를 h2로 표시하였다. hi은 제 1 섬유 (11)의 두께 또는 직경과 동일하며， h2는 제 2 섬유 (22) —의ᅳ두께一또는ᅳ직경과 픙일하다 . <58> 제 1 실시예의 인공 지지체 (100)는 노즐로부터 용융 상태의 체 1 섬유 물질과 제 2 섬유 물질을 분사하여 적층하는 과정으로 제조된다. 노즐로부터 분사된 용융 상태의 섬유 물질은 수 초 이내로 경화되어 고체화되는데， 이때 각 층 (10， 20)의 높이 (hi, h2)는 층간 접착력과 밀접한 관계가 있다.
<59> 제 1층 (10)과 제 2층 (20) 각각의 높이 (hi, h2)가 50 미만이면 실제 가공과 안정적인 적층에 어려움이 있으며， ΙΟΟμιη를 초과하면 층간 접착력이 충분하지 않아 인공 지지체 (100)를 구부렸을 때 층간 박리 현상이 발생할 수 있다. 층간 박리 현 상은 임상적 적용의 실패를 초래하는 심각한 문제이다.
<60> 도 4a는 제 1층과 제 2층이 각각 120 높이로 형성된 비교예에 따른 인공 지 지체 사진이고， 도 4b는 제 1층과 제 2층이 각각 60/m 높이로 형성된 실시예에 따른 인공 지지체의 사진이다.
<61> 도 4a의 인공 지지체에서는 제 1층과 제 2층이 분리되어 인공 지지체가박리된 것을 확인할 수 있다. 반면 도 4b의 인공 지지체에서는 박리 현상 없이 안정적인 접착 상태를 보이고 있는 것을 확인할수 있다.
<62> 도 5는 본 발명의 제 2 실시예에 따른 멤브레인형 인공 지지체 (이하 '인공 지 지체'라 한다)의 개략적인 사시도이다.
<63> 도 5를 참고하면， 제 2 실시예의 인공 지지체 (200)에서 골 조직과 접하는 제 1 층 (10)과 연 조직과 접하는 게 2층 (20)은 복수의 섬유층으로 구성된다.
<64> 구체적으로， 계 1층 (10)은 서로간 제 1 간격 (dl)을 두고 나란히 배열되고 제 3 방향을 따라 연장된 제 3 섬유들 (13)과， 서로간 제 1 간격 (dl)을 두고 나란히 배열되 고 제 3 방향과 교차하는 제 4 방향을 따라 연장된 제 4 섬유들 (14)을 포함한다. 제 4 섬유들 (14)은 제 3 섬유들 (13) 위에 고정되며， 제 1층 (10)은 제 3 섬유들 (13)의 섬유 층과 게 4섬유들 (14)의 섬유층이 적층된 구조로 이루어진다.
<65> 제 3 방향과 제 4 방향은 직교하거나 직교하지 않을 수 있다. 제 3 섬유들 (13) 과 제 4 섬유들 (14)은 사각， 원형， 및 타원형 등 다양한 단면 형상을 가질 수 있다. 도 4에서는 사각의 단면 형상을 가진 제 3 섬유들 (13)과 제 4 설유들 (14)이 서로 직 교하는 경우를 예로 들어 도시하였으나， 제 3 섬유들 (13) 및 제 4 섬유들 (14)의 교차 각도와 단면 형상은 도시한 예로 한정되지 않는다.
<66> 계 1 간격 (dl)은 골 조직 재생에 유리한크기， 즉 150 m내지 400zm의 범위에 속하며， 제 1층 (10)에 존재하는 제 1 간격들 (dl)은 ±20^ 이내의 오차를 가질 수 있 다. 또한， 제 3 섬유들 (13)과 제 4 섬유들 (14)은 제 1 실시예에서 설명한 게 1 섬유들 (11)과 같은 재료로 제작되어 골 조직과높은 친화성을 나타낸다.
<67> 제 2층 (ᅭ 2Θ)은 서로간 제 2 간격 (d2)을ᅳ두": Ξτ ^린:하―배 "열ᅳ≤^¾ᅳ제 5ᅳ방향—을ᅳ따하ᅳ 연장된 제 5 섬유들 (25)과 서로간 제 2 간격 (d2)을 두고 나란히 배열되고 제 5 방향 과 교차하는 제 6 방향을 따라 연장된 제 6 섬유들 (26)을 포함한다. 제 6 섬유들 (26) 은 제 5 섬유들 (25) 위에 고정되며 , 제 2층 (20)은 제 5 섬유들 (25)의 섬유층과 제 6 섬 유들 (26)의 섬유층이 적층된 구조로 이루어진다.
<68> 제 5 방향과 제 6 방향은 직교하거나 직교하지 않을 수 있다 . 제 5 섬유들 (25) 과 제 6 섬유들 (26)은 사각， 원형， 및 타원형 둥 다양한 단면 형상을 가질 수 있다 . 도 4에서는 사각의 단면 형상을 가진 제 5 섬유들 (25)과 제 6 섬유들 (26)이 서로 직 교하는 경우를 예로 들어 도시하였으나， 제 5 섬유들 (25) 및 제 6 섬유들 (26)의 교차 각도와 단면 형상은 도시한 예로 한정되지 않는다 .
<69> 제 2 간격 (d2)은 연 조직의 침투가 어려운 크기， 즉 30 내지 50 m의 범위에 속하며， 제 2층 (20)에 존재하는 제 2 간격들 (d2)은 土 10 m 이내의 오차를 가질 수 있 다 . 또한， 제 5 섬유들 (25)과 제 6 섬유들 (26)은 제 1 실시 예에서 설명한 제 2 섬유들 (22)과 같은 재료로 제작되어 연 조직과 높은 친화성을 나타낸다 .
<70> 제 1층 ( 10)의 제 3 섬유들 (13)과 계 4 섬유들 (14)， 제 2층 (20)의 제 5 섬유들 (25) 과 제 6 섬유들 (26) 각각의 높이는 50 내지 100 의 범위에 속할 수 있다 . 이 범 위를 만족할 때 높은 접 착력을 구현하여 충간 박리 현상을 억제할 수 있다 .
<7i> 한편， 상기에서는 제 1층 (10)과 제 2층 (20) 모두가 복수의 섬유층으로 구성된 경우를 설명하였으나， 제 1층 ( 10)과 제 2층 (20) 가운데 어느 하나는 단 섬유층으로 구성되고 , 다른 하나가 복수의 섬유층으로 구성될 수도 있다.
<72> 도 6은 제 2 실시 예에 따른 인공 지지체에서 저 U층을 나타낸 주사전자현미 경
(SEM) 사진이고， 도 7은 계 2 실시 예에 따른 인공 지지체에서 제 2층을 나타낸 주사 전자현미경 (SEM) 사진이다.
<73> 도 6을 참고하면， 골 조직과 접하는 제 1층의 제 3 섬유들과 제 4 섬유들은 250
±20/zm의 간격을 나타내고 , 폴리카프로락톤 (PCL)과 폴리락틱코글리콜산 (PLGA) 및 트리칼슘 포스페이트 (TCP)의 흔합물로 이루어진다 . 제 3 섬유들과 제 4 섬유들은 트 리칼슴 포스페이트 (TCP)의 혼합에 의해 거친 표면을 가지며， 이 러한 거친 표면은 주변 골 조직과의 융합을 원활하게 하는 효과가 있다.
<74> 도 7을 참고하면， 연 조직과 접하는 제 2층의 제 5 섬유들과 제 6 섬유들은 35 土 10/ m의 간격을 나타내고， 폴리카프로락톤 (PCL)과 폴리락틱코글리콜산 (PLGA)의 혼 합물로 이루어진다. 게 2층은 트리칼슘 포스페이트 (TCP)를 포함하지 않아 매끄러운 표면을 가지며， 이는 연 조직의 유입을 막는데 효과적 이다 .
<75> 도 8은 인공 지지체를 제조하기 위한 다축 적층 시스템의 구성을 나타낸 개 략도아다. 본 실시 예의 안공—지자체를 쎄조하키ᅳ위하여一다축―ᅳ작층一入 템 tMrrrr^ head deposi t ion system)을 이용한다.
<76> 자유 형상 제작 (sol id free— from fabr icat ion) 방식은 쾌속 조형 (rapid prototype) 기술을 기반으로 캐드 (CAD) 데이터로부터 얻은 자유 형상 정보를 G코드 (G-code)로 변환하여 재료를 한층 한층 적층함으로써 원하는 3차원 형상올 제작하 는 기술이다. 다축 적층 시스템은 이러한 자유 형상 제작 방식을 적용하여 3차원 조직 공학용 인공 지지체를 제작하는 시스템이다 .
<77> 다축 적층 시스템은 서로 독립적으로 위치와 은도 및 압력 제어가 가능한 시 스템으로서 재료를 열 용융 방식으로 녹인 후 공압으로 분사하는 방식으로 3차원 인공 지지체를 제작한다 .
<78> 도 8을 참고하면 다축 적층 시스템 (300)은 인공 지지체 재료를 기 설정된 폭으로 분출하는 제 1 적층 헤드 (30A)와 제 2 적층 헤드 (30B)를 포함한다. 각각의 적 ' 층 헤드 (30A, 30B)는 재료가 유입되고 이를 보관하는 시 린지 (syr inge) (31)와， 시 린 지 (31)로 유입된 재료를 분사하는 노즐 (32)과， 재료의 온도를 적절하게 유지시키는 히터 (33)를 포함한다 .
<79> 본 실시 예에서는 제 1 적층 헤드 (30A)의 시린지 (31)에 제 1 생체 고분자 (제 1층 제조용 생체 고분자)를 제공하고， 제 2 적층 헤드 (30B)의 시린지 (31)에 제 2 생체 고 분자 (제 2층 제조용 생체 고분자)를 제공하며， 각각의 노즐 (32)을 통해 생체 고분자 를 분사함으로써 인공 지지체 ( 100)를 형성한다. 제 1 생체 고분자와 제 2 생체 고분 자는 고체 상태로 시 린지 (31)에 제공된 후 히터 (33)에 의해 가열되어 분사에 적합 한 용융 상태를 유지한다.
<80> 다축 적층 시스템 (300)은 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)를 x축 방향으로 이동시키는 X축 변위 이동부 (41)와， 제 1 및 제 2 적층 해드 (30A, 30B)를 y축 방향으 로 이동시키는 y축 변위 이동부 (42)와， 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)를 z축 방 향으로 이동시키는 z축 변위 이동부 (43)를 포함한다 .
<81> 제작하고자 하는 인공 지지체 ( 100)의 형상은 데이터 모델 (51)을 통해 통합 제어장치 (52)로 입 력되고， 통합 제어장치 (52)는 인공 지지체 (100)의 3차원 형상 데 이터 모델에 따라 다축 적층 시스템 (300)의 작동을 제어한다. 따라서 다축 적층 시 스템 (300)은 통합 제어장치 (52)로부터 전달되는 인공 지지체 (100)의 3차원 형상 데 이터에 따라 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)를 설정하고자 하는 좌표 값으로 이동 시키면서 인공 지지체 (100) 재료를 분사한다.
<82> 온도 제어기 (53)는 제 1 및 제 2 적충 헤드 (30A, 30B)에 연결되어 시린지 (31) 의 온도를 제어한다. 온도 제어기 (53)는 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)에 부착된 히터 (33)와 연결되어 이를 쎄어함으로써 시란지 (31)ᅳ대잭ᅳ생ᅳ체ᅳ 3Γ분자를ᅳ Γ절정된一 온도로 가열 또는 유지한다 . 따라서 생체 고분자는 분사되기에 적절한 상태로 변화 또는 유지되어 노즐 (32)을 통해 기 설정된 굵기로 분사될 수 있다.
<83> 압력 제어기 (54)는 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)에 연결되어 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)에 전달되는 압력을 제어하며， 노즐 (32)을 통해 분사되는 생체 고분자의 분사 속도를 조절한다. 압력 제어기 (54)는 공압 방식 일 수 있으며 , 제 1 및 제 2 적층 헤드 (30A, 30B)에 압력올 직접 인가하는 공압기 (55)를 구비할 수 있 다. 공압기 (55)는 다축 적층 시스템 (300)의 각 축에 독립적으로 연결되어 각 축별 로 다양하게 공압을 조절할 수 있다.
<84> 다음으로， 전술한 다축 적층 시스템 (300)을 이용한 인공 지지체 ( 100)의 제조 방법을 설명한다.
<85> 도 9a와 도 9b는 도 8에 도시한 다축 적층 시스템을 이용하여 인공 지지체를 제조하는 과정을 순차적으로 나타낸 개략도이다.
<86> 도 8과 도 9a 및 도 9b를 참고하면， 캐드 (CAD) 프로그램을 사용하여 인공 지 지체 (100)를 설계한다 . 설계된 인공 지지체 ( 100)의 형상 정보는 데이터 모델 (51)로 부터 통합 제어장치 (52)로 전송된다 . 통합 제어장치 (52)는 전달된 형상 정보를 토 대로 은도 제어기 (53)와 압력 제어기 (54) 및 변위 이동부들 (41， 42 , 43)을 제어 한 다.
<87> 제 1 적층 헤드 (30A)의 시 린지 (31)에 제 1 생체 고분자를 제공하고， 제 2 적층 헤드 (30B)의 시 린지 (31)에 제 2 생 체 고분자를 제공한다. 그리고 온도 제어 기 (53)와 히터 (33)를 이용하여 분사되기에 적합한 온도로 제 1 및 제 2 생체 고분자를 가뎔한 다.
<88> 이어서 제 1 적층 헤드 (30A)가 변위 이동부들 (41， 42， 43)과 압력 제어기 (54) 의 제어를 받고， 노즐 (32)을 통해 작업 테이블 (60) 상에 제 1 생체 고분자를 분사함 으로써 제 1 섬유들 (11)로 이루어진 제 1층 (10)을 형성한다 (도 9a 참조) . 다른 한편 으로 , 제 1 생체 고분자를 분사하여 서로 교차하는 제 3 섬유들과 제 4 섬유들을 포함 하는 제 1층을 형성할 수도 있다.
<89> 그리고 제 2 적층 헤드 (30B)가 변위 이동부들 (41， 42， 43)과 압력 제어기 (54) 의 제어를 받고， 노즐 (32)을 통해 제 1층 ( 10) 위로 제 2 생체 고분자를 분사함으로써 제 2 섬유들 (22)로 이루어진 제 2층 (20)을 형성한다 (도 9b 참조) . 다른 한편으로， 제 2 생체 고분자를 분사하여 서로 교차하는 제 5 섬유들과 제 6 섬유들을 포함하는 제 2 층을 형성할 수도 있다.
<90> 이와 같이 다축 적층 시스템 (300)을 이용하여 서로간 제 1 간격 (dl)을 두고 배열되는 제 섬유들 (11)과 서로간 제 2 간격 (d2)을一두고ᅳ배—열착ᅳ는ᅳ제 2ᅳ함유ᅳ들 t22r 이 적층 및 교차하는 인공 지지체 (100)를 형성할수 있다.
<91> 이러한 제조 방법에 따르면 제조 과정에서 독성 유기 용매들을 사용하지 않 으므로 세포 친화적인 인공 지지체 (100)를 생산할 수 있다. 또한， 온도와 압력 및 노즐 이송 속도 등을 조절함으로써 인공 지지체 (100)를 구성하는 섬유들의 폭과 간 격 및 높이를 쉽게 조절할 수 있어 다양한 형상의 인공 지지체 (100)를 용이하게 제 조할수 있다.
<92> 상기에서는 본 발명의 바람직한 실시예에 대하여 설명하였지만， 본 발명은 이에 한정되는 것이 아니고 특허청구범위와 발명의 상세한 설명 및 첨부한 도면의 범위 안에서 여러 가지로 변형하여 실시하는 것이 가능하고 이 또한 본 발명의 범 위에 속하는 것은 당연하다.

Claims

【청구의 범위】
【청구항 1】
체내에서 골조직과 접하도록 배치되며， 서로간 제 1 간격을두고 나란히 배 열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제 1층; .
상기 제 1층 위에 적층되고, 체내에서 연 조직과 접하도록 배치되며， 서로간 제 2 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제 2층
을포함하고，
상기 제 1 간격은상기 제 2 간격보다크게 형성되는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 2】
제 1항에 있어서，
상기 계 1층은 서로간 제 1 간격을 두고 나란히 배열되며 제 1 방향을 따라 연 장된 제 1 섬유들올 포함하고，
상기 제 2층은 서로간 제 2 간격을 두고 나란히 배열되며 상기 제 1 방향과 교 차하는 제 2 방향올 따라 연장된 제 2섬유들을 포함하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 3】
제 2항에 있어서，
상기 제 1 간격은 150 내지 400 의 범위에 속하고，
상기 제 2 간격은 30//m 내지 50ωη의 범위에 속하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 4】
' 제 3항에 있어서，
상기 제 1 섬유들과 상기 제 2 섬유들 각각의 높이는 5 m 내지 100 의 범위 에 속하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 5】
제 2항 내지 제 4항 중 어느 한항에 있어서，
상기 제 1 섬유들과 상기 제 2 섬유들은 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)을포함하고，
상기 제 1 섬유들은 하이드록시아파타이트 (hydroxyapatite)와 트리칼슘 포스 페이트 (tri-calcium phosphate, TCP) 중 적어도 하나를 더 포함하는 멤브레인형 인 공지지체.
[청구항 6】
제 5항에 있어서,
상기 겨 U 섬유들과 상기 제 2 섬유들은 상기 폴리카프로락톤 (polycaprolactone7 Pa^
Figure imgf000015_0001
리글리콜산 (poly-glycolic acid, PGA), 및 폴리락틱코글리콜산 (poly-lactic-co- glycolic acid, PLGA) 중 적어도 하나를 더 포함하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 7】
제 1항에 있어서，
상기 제 1층은 서로간 제 1 간격을 두고 배열되며 제 3 방향을 따라 연장된 제 3 섬유들과， 상기 제 3 섬유들 위에 고정되고 서로간 제 1 간격을 두고 배열되며 상기 제 3 방향과 교차하는 게 4 방향을 따라 연장된 제 4섬유들올 포함하고，
상기 제 2층은 서로간 제 2 간격을 두고 배열되며 제 5 방향을 따라 연장된 제 5 섬유들과, 상기 제 5 섬유들 위에 고정되고 서로간 제 2 간격을 두고 배열되며 상기 제 5 방향과 교차하는 제 6 방향을 따라 연장된 제 6 섬유들을 포함하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 8】 '
제 7항에 있어서，
상기 제 1 간격은 150 m내지 400^의 범위에 속하고，
상기 제 2 간격은 30//m 내지 의 범위에 속하는 멤브레인형 인공 지지체.
【청구항 9】
제 8항에 있어서,
상기 제 3 섬유들， 상기 제 4 섬유들, 상기 제 5 섬유들， 및 상기 제 6 섬유들 각각의 높이는 50 내지 100 ^의 범위에 속하는 멤브레인형 인공지지체.
【청구항 10】
제 7항 내지 제 9항중 어느 한항에 있어서，
상기 제 3 섬유들， 상기 제 4섬유들， 상기 제 5섬유들， 및 상기 제 6 섬유들은 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)을 포함하고,
상기 게 3 섬유들과 상기 제 4 섬유들은 하이드록시아파타이트 (hydroxyapatite)와 트리칼슘 포스페이트 (tri-calcium phosphate, TCP) 중 적어도 하나를 더 포함하는 멤브레인형 인공지지체.
【청구항 11】
제 10항에 있어서，
상기 제 3 섬유들， 상기 제 4섬유들， 상기 제 5섬유들， 및 상기 제 6 섬유들은 상기 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)에 부 성분으로서 폴리락틱산 (poly- lactic acid, PLA), 풀리글리콜산 (poly-glycol ic acid, PGA), 및 폴리락틱코글리콜 산 (poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA) 중 적어도 하나를 더 포함하는 멤브레인 형 인공 지지체ᅳ
【청구항 12】
제 1 적층 헤드 및 제 2 적층 헤드의 시 린지에 각각 제 1 생체 고분자와 제 2 생 체 고분자를 제공하는 단계 ;
상기 제 1 적층 헤드의 노즐을 통해 상기 제 1 생체 고분자를 분사하여 서로간 제 1 간격을 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어진 제 1층을 형성 하는 단계 ; 및
상기 제 2 적층 해드의 노즐을 통해 상기 제 1층 위로 상기 제 2 생체 고분자를 분사하여 서로간 제 2 간격올 두고 나란히 배열된 적어도 하나의 섬유층으로 이루어 진 제 2층을 형성하는 단계
를 포함하며，
상기 제 1 간격과 상기 제 2 간격은 서로 다른 값을 가지는 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법 ᅳ
【청구항 13】
제 12항에 있어서，
상기 제 1층은 체내에서 골 조직과 접하도록 배치되고，
상기 제 2층은 체내에서 연 조직과 접하도록 배치되며，
상기 제 1 간격은 상기 제 2 간격보다 크게 형성되는 멤브레인형 인공 지지체 의 제조 방법 .
【청구항 14】
제 13항에 있어서， - 상기 제 1 간격은 150//m내지 400 의 범위에 속하고 ,
상기 제 2 간격은 30卿 내지 50 m의 범위에 속하는 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법 .
【청구항 15】
제 14항에 있어서，
상기 적어도 하나의 섬유층 각각의 높이는 50 내지 100/ΛΠ의 범위에 속하는 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법 .
【청구항 16】
제 12항 내지 제 15항 중 어느 한 항에 있어서，
, 상기 제 1층과 상기 제 2층은 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)을 포함 하고，
상기 제 1층은 하이드록시아파타이트 (hydroxyapat i te)와 트리칼슘 포스페 이트 Ltrj二 calciuiLphospha-t&^ 하나를ᅳ터ᅳ포함하는ᅳ¾ ᅳ레썬ᅳ형ᅳ안공ᅳ지ᅳ 지체의 제조 방법.
【청구항 17】
제 16항에 있어서，
상기 제 1층과 상기 제 2층은 상기 폴리카프로락톤 (polycaprolactone, PCL)에 부 성분으로서 폴리락틱산 (poly— lactic acid, PLA), 폴리글리콜산 (poly-glycolic acid, PGA) , 및 폴리락틱코글리콜산 (polyᅳ lactic-(x)-glycol ic acid, PLGA) 중 적어 도 하나를 더 포함하는 멤브레인형 인공 지지체의 제조 방법.
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Families Citing this family (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101352366B1 (ko) * 2013-03-22 2014-01-21 한국기계연구원 치과용 멤브레인
EP2995278A1 (en) * 2014-09-09 2016-03-16 Klinikum rechts der Isar der Technischen Universität München Medical/surgical implant
CN105496609B (zh) * 2015-12-17 2017-12-01 北京市春立正达医疗器械股份有限公司 一种翻修钛网
KR101828382B1 (ko) * 2016-04-28 2018-03-30 주식회사 아모그린텍 골유도재생술용 나노섬유 복합 멤브레인 및 그 제조방법
DE102016214258A1 (de) 2016-08-02 2018-02-22 Aesculap Ag Implantat, vorzugsweise zum Behandeln eines Azetabulumdefekts
CN106726010B (zh) * 2016-12-14 2018-07-24 深圳先进技术研究院 具有微沟槽的三维骨修复支架及其制备方法和应用
KR102302669B1 (ko) * 2017-09-27 2021-09-14 한국전기연구원 생체이식용 직조형 멤브레인 및 그 제조방법
KR102353946B1 (ko) * 2020-02-25 2022-01-20 주식회사 나노바이오시스템 치주조직 재생 유도제 및 이의 제조장치와 제조방법
KR20210002610U (ko) 2020-05-18 2021-11-25 주식회사 티앤알바이오팹 조직 재생이 우수한 생분해성 3차원 인공지지체
CN111904666A (zh) * 2020-07-24 2020-11-10 南京医科大学附属口腔医院 一种口腔引导骨再生修复系统以及制备方法
KR102354646B1 (ko) 2020-08-03 2022-01-25 주식회사 티앤알바이오팹 개두술용 비고정형 임플란트 및 이의 제조 방법
JP2022044295A (ja) * 2020-09-07 2022-03-17 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 繊維シート、繊維シートの製造方法、および細胞培養チップ
KR102636800B1 (ko) 2021-10-21 2024-02-15 가톨릭대학교 산학협력단 골 내강 주사가 가능한 윈도우를 갖춘 골조직 재건용 하이브리드 인공 지지구
KR102467263B1 (ko) * 2021-11-24 2022-11-16 재단법인 대구경북첨단의료산업진흥재단 인공 혈관 및 그 제조 방법

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101019186B1 (ko) * 2008-07-30 2011-03-03 한국기계연구원 3차원 다공성 고분자 지지체의 제조방법
KR20110025327A (ko) * 2009-09-04 2011-03-10 중앙대학교 산학협력단 골세포 및 연골세포 공동 배양용 이중 스캐폴드
KR101067827B1 (ko) * 2010-03-19 2011-09-27 포항공과대학교 산학협력단 3차원 인공 지지체 및 그 제조방법

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004141301A (ja) * 2002-10-23 2004-05-20 Techno Network Shikoku Co Ltd 生体材料、細胞培養器具、人工組織および人工臓器
JP2004298544A (ja) * 2003-04-01 2004-10-28 Olympus Corp 生体組織補填材とその製造方法
FI120333B (fi) 2003-08-20 2009-09-30 Bioretec Oy Huokoinen lääketieteellinen väline ja menetelmä sen valmistamiseksi
US20050100578A1 (en) 2003-11-06 2005-05-12 Schmid Steven R. Bone and tissue scaffolding and method for producing same
CN100408115C (zh) * 2006-08-01 2008-08-06 四川大学 具有多孔结构的生物材料膜及其制备方法
JP5326164B2 (ja) * 2006-09-26 2013-10-30 独立行政法人産業技術総合研究所 生体材料及びその作製方法と用途
WO2008045506A2 (en) * 2006-10-10 2008-04-17 President And Fellows Of Harvard College Biopolymer structures
CN102274552B (zh) * 2006-11-30 2017-03-01 史密夫和内修有限公司 纤维增强的复合材料
US8728170B1 (en) * 2006-12-28 2014-05-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Bioerodible nano-fibrous and nano-porous conductive composites
JP2008307180A (ja) * 2007-06-13 2008-12-25 Kobe Univ 積層構造三次元スカフォールドとその作製方法
EP2391395A4 (en) * 2009-02-02 2014-04-09 Biomerix Corp COMPOSITE NETWORKING DEVICE AND METHOD FOR SOFTWARE SAVING
JP5594815B2 (ja) * 2009-09-10 2014-09-24 国立大学法人 名古屋工業大学 骨再生誘導膜およびその製造方法
WO2011059746A1 (en) * 2009-10-29 2011-05-19 Prosidyan, Inc. Dynamic bioactive bone graft material and methods for handling
CN102596271B (zh) * 2009-10-29 2017-09-08 普罗斯蒂安公司 具有设计的孔隙率的动态生物活性骨移植物材料
JP2011212209A (ja) * 2010-03-31 2011-10-27 Japan Medical Materials Corp 骨誘導再生用支持体
CN102166378B (zh) * 2011-01-13 2013-08-21 北京化工大学 引导组织再生膜及其制备方法

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101019186B1 (ko) * 2008-07-30 2011-03-03 한국기계연구원 3차원 다공성 고분자 지지체의 제조방법
KR20110025327A (ko) * 2009-09-04 2011-03-10 중앙대학교 산학협력단 골세포 및 연골세포 공동 배양용 이중 스캐폴드
KR101067827B1 (ko) * 2010-03-19 2011-09-27 포항공과대학교 산학협력단 3차원 인공 지지체 및 그 제조방법

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JONG YOUNG, KIM ET AL.: "The Korean Society of Mechanical Engineers", FALL CONFERENCE, 2010, pages 4015 - 4016, XP008173920 *

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