KR102115529B1

KR102115529B1 - Fdm 3d 프린터용 조성물, 이의 제조방법 및 성형품

Info

Publication number: KR102115529B1
Application number: KR1020190090063A
Authority: KR
Inventors: 임준영; 김용복; 유현승
Original assignee: (주)시지바이오; 주식회사 바이오알파
Priority date: 2019-07-25
Filing date: 2019-07-25
Publication date: 2020-05-26
Anticipated expiration: 2039-07-25
Also published as: US11912625B2; US20210024420A1; WO2021015453A1

Abstract

본 발명은 바이오글라스(Bioglass)와 생체적합성 고분자수지를 포함하는 FDM 3D 프린터용 조성물에 관한 것이다. 또한 FDM 3D 프린터용 조성물이 4층으로 사출된 스트럿 적층구조인 FDM 3D 프린터 성형품에 관한 것이다.
본 발명은 (1) 바이오글라스를 소결하는 단계, (2) 상기 소결된 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지를 혼합하여 조성물을 제조하는 단계, (3) 상기 조성물을 동결분쇄기에 투입하여 분쇄하는 단계 및 (4) 상기 분쇄된 조성물을 용융시키는 단계를 포함하는 FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법에 관한 것이다.
본 발명은 의료/바이오 분야의 FDM 3D 프린터 성형품이 가진 내재적 취성의 문제를 개선하여, 우수한 인성 및 생체적합성을 가진 성형품을 제공하는 효과가 있다.

Description

FDM 3D 프린터용 조성물, 이의 제조방법 및 성형품{COMPOSITION FOR FDM 3D PRINTER, METHOD OF MANUFACTURING THE SAME, AND MOLDED ARTICLE}

본 발명은 FDM 3D 프린터용 조성물, 이의 제조방법 및 성형품에 관한 것이다. 보다 구체적으로 미리 소결을 거친 바이오글라스와 폴리(입실론-카프로락톤)(poly(ε-caprolactone))을 혼합하여 우수한 인성과 높은 생체적합성을 가지는 FDM 3D 프린터용 조성물, 이의 제조방법 및 성형품에 관한 것이다.

3D　프린터는 3차원 도면을 바탕으로 폴리머, 금속 등의 소재를 용융하거나 파우더를 적층하는 방식으로 실제 입체의 형상을 그대로 제작하는 설비를 말한다. 1984년 최초개발이래 현재까지 제품 모형부터 시제품까지 그 활용범위가 점차 확대되고 있으며, 최근에는 자동차, 예술, 교육분야 등에서 큰 관심을 받고 있다. 또한 설계한 디자인대로 복잡한 구조의 제품을 손쉽게 성형 및 제작할 수 있다는 장점을 지닌다는 점에서, 앞으로 3D 프린터 시장은 더욱 확대될 것으로 예상된다.

특히, 3D 프린팅 기술은 인간의 생명과 직결되는 의료/바이오 분야에서 최근 비약적인 발전을 이루어 내고 있다. 간이나 콩팥, 심장과 같은 인공장기를 바이오잉크(Bio-ink)를 원료로 하여 생산해내는 3D 바이오프린팅 분야, 인공 조직 또는 장기의 재생을 목적으로 하는 조직 공학 분야, 개인 맞춤형 의료 분야를 예로 들 수 있다.

일반적으로 3D 프린팅 기술은 기본적으로 3차원 디지털 모델을 기반으로 한다. 3차원 디지털 모델은 CAD를 통해 생성되기도 하며, 디지털 스캐너를 통해 획득되기도 한다. 3D 프린팅 방식은 총 7가지 방식으로 나누어지며, 각각 광중합 방식 (Photopolymerization, PP), 재료 압출 방식 (Material Extrusion, ME), 접착제 분사 방식 (Binder Jetting, BJ), 재료 분사 방식 (Material Jetting, MJ), 고에너지 직접 조사 방식 (Direct Energy Deposition, DED), 분말 적층 용융 방식 (Powder Bed Fusion, PBF), 시트 적층 방식 (Sheet Lamination, SL)이 있다. 대표적으로 많이 사용되고 있는 3D 프린팅 방식인 FDM(Fused direct deposition)은 재료 분사 방식에 속하며, 이는 고체 필라멘트에 고온의 열을 가하여 용융된 상태에서 노즐을 통해 사출하는 방식으로, 기하학적 구조를 정밀하게 구현하는 등의 3차원 가공을 용이하게 할 수 있는 기계적 물성을 가진 FDM 3D 프린터용 조성물이 요구된다.

다만 타 분야와 달리 생명과 관련된 의료/바이오 분야의 경우, 해당 분야의 특성상 3D 프린터의 원료로 사용되는 조성물은 탁월한 기계적 물성뿐 아니라 3D 프린터 성형품의 생체 내 이식 등 목적된 기능을 수행하게 하기 위한 생체적합성이 필수적으로 요구된다. 예를 들어, 3차원의 성형품 사출 공정상 일정 수준의 점도, 압축강도, 인성 등의 기계적 물성과 동시에 생체 내 거부반응이 없으며 우수한 골 전도, 생체 활성 및 세포나 뼈의 증식/분화에 유리한 환경을 제공하는 생체적합성을 갖추어야 한다.

의료/바이오 분야에서 이러한 생체적합성을 갖춘 3D 프린터용 조성물 중에 하나로, 바이오글라스(BGS)는 1969년 발견 이래로 임플란트에 생체 재료로써 활용되어 왔다. 바이오글라스는 정상적인 생리 환경에서 용해된 후, 골 형성 제어 유전자의 활성화와 관련된 Ca, Si, Na, P 이온 방출 및 표면에 칼슘 포스페이트(CaP) 층을 형성하여 탁월한 생체 활성 및 뼈 결합 기능을 제공한다. 특히 CaO-SiO₂-P₂O₅-B₂O₃로 구성된 바이오글라스의 경우에는 독성이 없고, 기존의 수산화인회석보다 압축강도가 2배 크며, 사람의 간엽줄기세포에서 조골세포 분화를 더 크게 유도할 수 있는 장점을 지닌다. 다만, 이러한 탁월한 생체적합성에도 불구하고 바이오글라스를 통해 제작된 인공 복합체는 내재적 취성(Intrinsic brittleness)으로 인해 하중을 지지하는 영역에서 잦은 균열이 발생할 수 있다는 문제점이 제기되어 왔다.

이러한 의료/바이오 분야에서의 3D 프린터용 조성물과 관련하여, 대한민국 등록특허 제10-1912839호에서는 용융으로 인한 오랜 프린팅 시간과 빈번한 사출 장애의 문제점을 해결하기 위해, 용융 과정 없이도 다양한 기하학적 구조를 정밀하게 구현하며 높은 강도의 성형품을 제작할 수 있는 유동성, 흐름성 및 점성을 가진 페이스트 형태의 FDM 3D 프린터용 조성물에 대해 개시하고 있다.

그러나 상기 등록 특허는 생체내 이식을 위한 3D 프린터용 조성물로써 압축강도, 점도 등에 대한 우수한 기계적 물성을 가지는 반면, 생체 이식재로써 생체적합성의 개선 및 내재적 취성에 대하여는 문제점이 존재하였다.

따라서 의료/바이오 분야의 3D 프린터 성형품 제작을 위하여, 우수한 기계적 물성뿐 아니라 높은 생체적합성을 지니며 내재적 취성의 단점을 개선한 FDM 3D 프린터용 조성물, 이의 제조방법 및 성형품에 대한 연구가 지속적으로 진행되고 있다.

대한민국 등록특허공보 제10-1912839호

본 발명자들은 의료/바이오 분야의 3D 프린터 성형품 제작에 있어서 기존의 바이오글라스를 활용한 FDM 3D 프린터 조성물이 가지는 내재적 취성의 문제를 극복하기 위한 연구를 진행하여 왔다.

본 발명자들은 상기 문제를 해결하기 위하여, 우수한 인성으로 내재적 취성의 문제를 극복할 뿐만 아니라 높은 생체적합성을 가지는 FDM 3D 프린터용 조성물 및 FDM 3D 프린터 성형품을 제공하고자 한다. 또한 조성물의 사출 이전에 소결공정을 거치도록 하여, 성형품의 강도 등 기계적물성을 향상시키는 FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법을 제공하고자 한다.

본 발명의 제 1 측면에 따르면,

본 발명은 바이오글라스(Bioglass) 및 생체적합성 고분자수지를 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물을 제공한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 바이오글라스는 소결을 통해 결정화 된다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 FDM 3D 프린터용 조성물은 조성물 총 중량대비 10 내지 70중량%의 바이오글라스 및 30 내지 90중량%의 생체적합성 고분자수지를 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 FDM 3D 프린터용 조성물은 조성물 총 중량대비 30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지를 포함한다.

본 발명의 제 2 측면에 따르면,

본 발명은 FDM 3D 프린터용 조성물이 4층으로 사출된 스트럿 적층구조인, FDM 3D 프린터 성형품을 제공한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 스트럿 적층구조는 첫번째 층의 사출방향을 기준으로, 두번째 층의 사출방향은 30 내지 60°, 세번째 층의 사출방향은 75 내지 105° 및 네번째 층의 사출방향은 120 내지 150°를 이루며 교차하여 사출된 적층구조이다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 FDM 3D 프린터 성형품의 인성(Toughness)은 50 내지 850 kPa/mm³이다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 FDM 3D 프린터 성형품의 인성(Toughness)은 650 내지 850 kPa/mm³이다.

본 발명의 제 3 측면에 따르면,

(1) 바이오글라스를 소결하는 단계, (2) 상기 소결된 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지를 혼합하여 조성물을 제조하는 단계, (3) 상기 조성물을 동결분쇄기에 투입하여 분쇄하는 단계 및 (4) 상기 분쇄된 조성물을 용융시키는 단계를 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법을 제공한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (1)의 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (1)은 가열단계 및 냉각단계를 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 가열단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 승온속도로 가열하는 단계이다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 냉각단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 냉각속도로 냉각하는 단계이다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (1) 이후에, 상기 소결된 바이오글라스를 볼밀(Ball mill)에 투입하여 분쇄하는 단계를 더 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (2)의 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (2)의 생체적합성 고분자수지는 바인더 역할을 한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (2)는 FDM 3D 프린터용 조성물 총 중량대비 10 내지 70중량%의 바이오글라스 및 30 내지 90중량%의 생체적합성 고분자수지를 혼합한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (2)는 FDM 3D 프린터용 조성물 총 중량대비 30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지를 혼합한다.

본 발명의 일 구체예에 있어서, 상기 단계 (4)는 3D 프린터에 연결된 가열장치를 이용한다.

본 발명에 따른 FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법은 바이오/의료분야에서 기존의 바이오글라스 조성물을 통해 제작된 3D 프린터 성형품이 가지는 내재적 취성의 문제를 극복하여, 충격에도 골절이나 크랙 발생없이 우수한 인성을 나타내는 FDM 3D 프린터용 조성물 및 성형품을 제작하는 효과가 있다.

또한 본 발명에 따른 FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법은 높은 친수성과 단백질 흡수능력, 인산칼슘의 침전 등을 통해, 세포증식과 골 형성의 활성화와 같은 높은 생체적합성을 나타내는 FDM 3D 프린터용 조성물 및 성형품을 제작하는 효과가 있다.

도 1a는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품 제작시, 노즐속도에 따른 스트럿 크기 측정 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 1b는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품 제작시, 공기압에 따른 스트럿 크기 측정 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 1c는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품 제작시, 온도에 따른 스트럿 크기 측정 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 1d는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 조성물의 점도 측정결과를 나타낸 그래프이다.
도 2는 본 발명의 바이오글라스와 폴리(입실론-카프로락톤)을 혼합하여 조성물을 제조하는 과정 및 사출하는 공정을 나타낸 것이다.
도 3은 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 광학현미경, 주사 전자 현미경을 이용해 관찰한 확대사진과 EDS(Energy-dispersive Spectroscopy) 스펙트럼 및 Ca와 Si의 분포지도(Mapping)을 나타낸 것이다.
도 4는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 압축 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 5는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 3-point 굽힘 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 열중량 분석결과를 나타낸 그래프이다.
도 7은 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 X선 회절 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 8a는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 3D 표면 지형 이미지를 나타낸 것이다.
도 8b는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 표면 거칠기 값을 나타낸 그래프이다.
도 9는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 수 접촉각을 시간 경과에 따라 측정한 이미지를 나타낸 것이다.
도 10은 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 단백질 흡수력을 시간 경과에 따라 측정하여 나타낸 그래프이다.
도 11a는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 세포 파종 효율(Cell seeding efficiency)을 나타낸 그래프이다.
도 11b는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 MTT 분석결과를 나타낸 그래프이다.
도 11c는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품에 세포를 배양한 3일 후, 세포핵과 F-Actin을 나타내는 형광 이미지이다.
도 11d는 본 발명 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품의 F-Actin이 가지는 영역비를 나타낸 그래프이다.
도 12는 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품에 ALP, BMP-2, Col-I, OPN, Runx2, OCN의 상대적인 유전자 발현수준을 나타낸 그래프이다.
도 13은 본 발명의 실시예 내지 비교예에 따른 FDM 3D 프린터 성형품에 대한 광학이미지, 기계적 인성, 세포 파종 효율, 세포증식 속도, 소모 관련 전사요소를 평가하여 도식화한 것이다.

본 발명에 따라 제공되는 구체예는 하기의 설명에 의하여 모두 달성될 수 있다. 하기의 설명은 본 발명의 바람직한 구체예를 기술하는 것으로 이해되어야 하며, 본 발명이 반드시 이에 한정되는 것은 아님을 이해해야 한다.

FDM 3D 프린터용 조성물

FDM(Fused Deposition Modeling) 3D 프린터라 함은, 현재 상용되고 있는 FDM 3D 프린터 및 FFF(Fused Filament Fabrication) 3D 프린터를 포함하는 것으로, 용융과정을 거쳐 유동성 및 흐름성을 갖는 원료를 사출 및 적층하여 입체 성형품을 제작하는 3D 프린터를 가리킨다.

본 발명에 따른 FDM 3D 프린터용 조성물은 유동성, 흐름성 및 점성을 갖는 페이스트 형태이다. 즉, 본 발명에 따른 FDM 3D 프린터용 조성물은 사출이 가능한 3D 프린팅 장비라면 그 명칭을 불문하고 모두 적용될 수 있으므로, 상용되고 있는 FDM 및 FFF 3D 프린터에도 사용 가능하다.

상기 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함할 수 있다.

본 발명의 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함하여, 무독성 및 인간 간엽줄기세포에서 뼈의 기본적인 미네랄 성분인 수산화인회석보다 우수하게 조골세포 분화를 유도하는 효과를 가진다. 또한 수산화인회석 대비 2배의 압축강도를 지니고 있어, 척추사이 공간에 생체적합물질로 사용될 수 있다.

상기 CaO는 다른 세라믹 성분과 융합이 용이하여 전체 조성물의 유동성, 내구성 및 내수성에 기여하는 물질로써, 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 상기 CaO는 20 내지 60중량%인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 40 내지 50중량%이나, 이에 제한하지 않는다. 상기 CaO가 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여 20중량% 미만일 경우에 3D 프린터 성형품의 내구성 및 내수성이 떨어지는 효과를 나타낼 수 있으며, 상기 CaO가 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여 60중량% 초과할 경우에 3D 프린터 성형품의 취성이 높아지거나, 전체 조성물의 유동성이 떨어져 3D 프린팅 시 상기 조성물이 불균일하게 토출되는 문제점이 있다.

상기 SiO₂는 투명성, 점도, 내구성, 낮은 융합 온도를 갖고 전체 조성물의 안정화에 기여하는 물질로써, 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 상기 SiO₂는 15 내지 40 중량%인 바람직하며, 더욱 바람직하게는 30 내지 40 중량% 이나, 이에 제한되지 않는다. 상기 SiO₂는 해당 범위 내의 함량을 사용할 경우 생체활성도를 향상시키고 글라스 결정화를 우수하게 할 수 있다.

상기 P₂O₅는 스트렙토코커스 뮤탄스(streptococcus mutans)와 같은 세균의 번식을 억제할 수 있어 생체활성도를 높일 수 있다. 특히, 자연치아 또는 뼈에 많이 함유되어 있는 성분으로 유리상의 기지(glass matrix)를 형성할 수 있으며, 투과성을 높일 수 있다. 상기 P₂O₅는 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 6 내지 20중량%인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 12 내지 16중량%이나, 이에 제한되지 않는다. 상기 P₂O₅의 함량이 바이오글라스 총 중량에 대하여 6중량% 미만일 경우에는 세균번식을 억제하는 효과와 유리상의 기지를 형성하는 효과가 미약하고, P₂O₅의 함량이 20중량%를 초과하는 경우에는 취성이 높아져 문제가 발생할 수 있다.

상기 B₂O₃는 유리 결정화를 향상시켜 기계적 강도 및 열 팽창율을 더욱 높일 수 있다. 상기 B₂O₃ 는 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 1중량% 이하인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 0.5중량% 이하이나, 이에 제한되지 않는다.

상기 바이오글라스는 소결을 통해 결정화 될 수 있다.

바이오글라스는 소결을 통해 결정화가 진행되며, 이후 제작되는 3D 프린터 성형품 고유의 강도와 경도를 증진시킬 수 있다. 소결온도는 바이오글라스 고유의 유리전이온도를 고려하여 다양하게 변경될 수 있다. 예를 들어, 소결하는 단계의 가열단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 승온속도로 온도를 점진적으로 상승시켜, 최고점 온도 800 내지 1200℃에 도달한 후, 최고점 온도에서 160 내지 200분간 소결시킬 수 있다. 급격한 온도 변화는 3D 프린터를 통해 바이오글라스가 사출된 형태의 유지를 어렵게 하여, 크랙 및 공극을 발생시키고 강도를 현저히 떨어지게 할 수 있다. 또한 소결하는 단계의 냉각단계에서 최고점 온도부터 10 내지 35℃까지 성형품의 온도를 냉각시킬 때에도, 0.01 내지 0.8℃/min의 냉각속도로 점진적으로 냉각시키는 것이 바람직하다. 0.8℃/min를 초과하여 온도를 냉각시킬 경우, 크랙이 발생하거나 공극이 발생하여 강도가 현저히 떨어지게 된다. 소결하는 단계의 최고점 온도는 최종 성형품의 강도에 영향을 미치며, 생체 경조직 대체재로 사용하기 위해서는 800 내지 1200℃에서 소결되는 것이 바람직하다. 최고점 온도가 800℃ 미만일 경우, 압축강도가 떨어져 경조직 대체재로 사용이 불가능하다. 최고점 온도가 1200℃를 초과할 경우, 크랙이 발생될 수 있다.

사전 소결을 통해 결정화 된 상기 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지를 가지고 성형품을 제작하는 경우와 달리, 사전 소결하지 않은 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지로 성형품 제작 후 최종단계에서 소결공정을 거치는 경우에는 소결한 성형품 자체가 존재하지 않을 수 있다. 또는 파우더형상, 큰 공극율을 갖는 순수한 바이오글라스(BGS) 지지체만 남게되어, 향상된 강도와 경도를 가지는 복합지지체를 제작하기 어렵다.

이는 도 6의 열중량분석(TGA) 결과를 통해 알 수 있다. 450℃ 이상의 온도에서는 생체적합성 고분자수지인 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL)은 모두 타버려 바이오글라스 중량만큼만 열중량이 분석되는 것을 확인할 수 있다. 이에 비추어, 사전에 소결하지 않고 성형품 제작 후 최종단계에서 소결공정을 거치는 경우에는 1000℃ 내외에서 진행되는 소결을 통해 복합지지체 내 생체적합성 고분자수지인 폴리(입실론-카프로락톤)이 모두 타 버려 복합지지체가 존재하지 않거나, 파우더형상 또는 바이오글라스 지지체만이 남게 될 수 있다는 것을 확인할 수 있다.

상기 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함할 수 있으며, 바람직하게는 폴리(입실론-카프로락톤)(poly(ε-caprolactone))일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.

상기 FDM 3D 프린터용 조성물은 조성물 총 중량대비 10 내지 70중량%의 바이오글라스 및 30 내지 90중량%의 생체적합성 고분자수지, 바람직하게는 30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지, 더 바람직하게는 35 내지 45중량%의 바이오글라스 및 55 내지 65중량%의 생체적합성 고분자수지를 포함할 수 있다.

바이오글라스가 10중량% 미만인 경우, 압축강도 등 바이오글라스 고유의 기계적 물성이 약화될 수 있다. 또한 바이오글라스가 70중량%를 초과하는 경우, 높은 점도로 인하여 조성물을 사출하기 어렵다. 반면, 생체적합성 고분자수지가 30중량% 미만인 경우, 생체적합성 고분자수지와 바이오글라스간 서로 혼합 및 결합이 잘 이루어지지 않거나 또는 바이오글라스가 가진 내재적 취성을 개선하는 효과가 약화될 수 있다. 또한 생체적합성 고분자수지가 90중량%를 초과하는 경우, 사출된 복합지지체의 기계적 물성이나 강성이 약해질 수 있다.

FDM 3D 프린터 성형품

본 발명에서는 공극의 기하학적 구조를 최소로 제어할 수 있는 즉, 3D 프린팅 기술을 사용하여 쉽게 공극의 크기, 비틀림 정도, 형태, 공극율을 조작할 수 있는 FDM 3D 프린터 성형품인 '바이오글라스와 생체적합성 고분자수지' 복합 지지체(Composite scaffold)를 제작하였다.

FDM 3D 프린터 성형품인 복합 지지체의 기계적 물성 및 생체적합성에 대한 실험 진행에 앞서, 각 복합 지지체를 유사한 기하학적 크기로 제작하기 위해 3D 프린터 노즐속도(Nozzle speed), 공기압(Pneumatic pressure) 및 가열온도(Processing temperature)와 같은 공정간 파리미터들을 최적화할 수 있다.

상기 노즐속도(mm/s)가 증가할수록, 각 복합 지지체의 스트럿 크기(μm)는 감소할 수 있다. 예를 들어, 120℃의 온도 및 400kPa의 공기압 조건에서 실험한 도 1a와 같이, 노즐속도가 증가 할수록 스트럿 크기는 감소할 수 있다. 또한 동일한 스트럿 크기를 제작하기 위해서는, 바이오글라스의 함량이 증가할수록 노즐속도가 감소할 수 있다.

상기 공기압(kPa)이 증가할수록, 각 복합 지지체의 스트럿 크기(μm)는 증가할 수 있다. 예를 들어, 120℃의 온도 및 5mm/s의 노즐속도에서 실험한 도 1b와 같이 공기압이 증가 할수록, 큰 유량과 복합체의 낮은 점도로 인하여 스트럿 크기는 증가할 수 있다. 또한 동일한 스트럿 크기를 제작하기 위해서는, 바이오글라스의 함량이 증가할수록 공기압이 증가할 수 있다.

상기 온도(℃)가 증가할수록, 각 복합 지지체의 스트럿 크기(μm)는 증가할 수 있다. 예를 들어, 5mm/s의 노즐속도 및 400kPa의 공기압 조건에서 실험한 도 1c와 같이 온도가 증가 할수록, 큰 유량과 복합체의 낮은 점도로 인하여 스트럿 크기는 증가할 수 있다. 또한 동일한 스트럿 크기를 제작하기 위해서는, 바이오글라스의 함량이 증가할수록 온도가 증가할 수 있다.

또한 바이오글라스의 높은 강도(Stiffness)로 인하여 도 1d와 같이 복합 지지체 내의 바이오글라스 함량이 증가할수록, FDM 3D 프린터 조성물의 점도(η^*, Complex viscosity)는 증가할 수 있다. 반면, 바이오글라스의 비점탄성 세라믹성분으로 인하여 복합 지지체 내의 바이오글라스 함량이 증가할수록, 스트럿의 크기는 선형적으로 감소할 수 있다. 점도는 직경 20mm 및 갭 2mm의 평행한 플레이트 형상에 설치된 회전형 점도계(Bohlin Gemini HR Nano, Malvern Instruments, Surrey, UK)를 이용하여 측정하였으며, 주파수 스윕(frequency sweep)은 1%의 변형율 및 140℃에서 실시되었다.

본 발명은 FDM 3D 프린터용 조성물이 4층으로 사출된 스트럿 적층구조인 FDM 3D 프린터 성형품을 제공한다.

상기 스트럿 적층구조는 첫번째 층의 사출방향을 기준으로, 두번째 층의 사출방향은 30 내지 60°, 세번째 층의 사출방향은 75 내지 105° 및 네번째 층의 사출방향은 120 내지 150°를 이루며 교차하여 사출된 적층구조일 수 있다

층 쌓기(Layer by layer) 방식의 상기 특별한 기하학적 적층구조를 통해, 복잡한 형상 및 미세한 크기의 3D 프린터 성형품을 제작할 수 있다. 사출은 XYZ 세가지 방향으로 위치 조절되는 3차원 이송기구에 탑재된 노즐에서 수행될 수 있다. 상기 3차원 이송기구는 3차원 프로그램으로부터 산출된 경로에 따라 자유이동하며, 프린팅 속도, 노즐의 위치 등의 공정 변수들은 3차원 프로그램에 의해 실시간으로 제어될 수 있다. 사출에 의해 2차원 평면형태를 만들면서 작업대 상에 FDM 3D 프린터용 조성물이 한층씩 적층되며, 3차원 형상의 제품 즉, 성형품을 제작할 수 있다.

층 쌓기 방식의 기하학적 적층구조를 가지는 3D 프린터 성형품을 통해, 세포가 공극을 통해 떨어지는 것을 막음으로써 기계적 강도 및 세포 파종 효율을 증가시킬 수 있고, 공극을 줄여 3D 프린터 성형품의 완성도를 높일 수 있다. 또한 복잡하게 상호연결된 공극구조는 비틀림의 정도를 증가시켜, 뼈의 성장, 혈관신생, 영양공급, 노폐물의 제거를 촉진시킬 수 있다.

상기 FDM 3D 프린터 성형품은 FDM 3D 프린터용 조성물이 첫번째 층의 사출방향을 기준으로 두번째, 세번째, 네번째 층의 사출방향이 30 내지 60°, 75 내지 105°, 120 내지 150°, 바람직하게는 40 내지 50°, 85 내지 95°, 130 내지 140°를 이루며 교차하여 사출된 적층구조일 수 있다.

상기 FDM 3D 프린터용 조성물의 사출방향이 첫번째 층의 사출방향을 기준으로 두번째, 세번째, 네번째 층에서 상기 범위를 벗어나는 경우, 공극의 크기가 균일하지 못할 수 있다. 그 결과, 일정 영역에서는 공극을 통해 세포가 떨어질 수 있어 기하학적 적층구조를 통한 기계적 강도 및 세포 파종 효율 증가의 효과를 얻어내기 어렵다.

상기 FDM 3D 프린터 성형품의 인성(Toughness)은 50 내지 850kPa/mm³, 바람직하게는 650 내지 850kPa/mm3, 더 바람직하게는 700 내지 720kPa/mm³일 수 있다.

인성(Toughness)이란, 외력에 의해 파괴되기 어려운 질기고 강한 충격에 잘 견디는 재료의 성질을 말한다. 재료가 파단되는데에 필요한 일의 양이 크고, 탄성한계를 초과하여도 간단하게 파단되지 않는 성질로 정의될 수 있다.

FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법

본 발명은 (1) 바이오글라스를 소결하는 단계, (2) 상기 소결된 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지를 혼합하여 조성물을 제조하는 단계, (3) 상기 조성물을 동결분쇄기에 투입하여 분쇄하는 단계 및 (4) 상기 분쇄된 조성물을 용융시키는 단계를 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법을 제공한다.

상기 단계 (1)의 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함할 수 있다.

상기 CaO는 다른 세라믹 성분과 융합이 용이하여 전체 조성물의 유동성, 내구성 및 내수성에 기여하는 물질로써, 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 상기 CaO는 20 내지 60중량%인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 40 내지 50중량%이나, 이에 제한하지 않는다. 상기 CaO가 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여 20중량% 미만일 경우에 3D 프린터 성형품의 내구성 및 내수성이 떨어지는 효과를 나타낼 수 있으며, 상기 CaO가 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여 60중량% 초과할 경우에 3D 프린터 성형품의 취성이 높아지거나, 전체 조성물의 유동성이 떨어져 3D 프린팅 시 상기 조성물이 불 균일하게 토출되는 문제점이 있다.

상기 P₂O₅는 스트렙토코커스 뮤탄스(streptococcus mutans)와 같은 세균의 번식을 억제할 수 있어 생체활성도를 높일 수 있다. 특히, 자연치아 또는 뼈에 많이 함유되어 있는 성분으로 유리상의 기지(glass matrix)을 형성할 수 있으며, 투과성을 높일 수 있다. 상기 P₂O₅는 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 6 내지 20중량%인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 12 내지 16중량%이나, 이에 제한되지 않는다. 상기 P₂O₅의 함량이 바이오글라스 총 중량에 대하여 6중량% 미만일 경우에는 세균번식을 억제하는 효과와 유리상의 기지를 형성하는 효과가 미약하고, P₂O₅의 함량이 20중량%를 초과하는 경우에는 취성이 높아져 문제가 발생할 수 있다.

상기 B₂O₃는 유리 결정화를 향상시켜 기계적 강도 및 열팽창율을 더욱 높일 수 있다. 상기 B₂O₃ 는 상기 바이오글라스 총 중량에 대하여, 1중량% 이하인 것이 바람직하며, 더욱 바람직하게는 0.5중량% 이하이나, 이에 제한되지 않는다.

상기 단계 (1)은 가열단계 및 냉각단계를 포함할 수 있다. 또한 상기 가열단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 승온속도로 가열하는 단계일 수 있으며, 상기 냉각단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 냉각속도로 냉각하는 단계일 수 있다.

단계 (1)인 바이오글라스를 소결하는 단계를 통해, 바이오글라스의 결정화가 진행되며 이후 제작되는 3D 프린터 성형품 고유의 강도와 경도를 증진시킬 수 있다. 소결온도는 바이오글라스 고유의 유리전이온도를 고려하여 다양하게 변경될 수 있다. 예를 들어, 소결하는 단계의 가열단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 승온속도로 온도를 점진적으로 상승시켜, 최고점 온도 800 내지 1200℃에 도달한 후, 최고점 온도에서 160 내지 200분간 소결시킬 수 있다. 급격한 온도 변화는 3D 프린터를 통해 바이오글라스가 사출된 형태의 유지를 어렵게 하여, 크랙 및 공극을 발생시키고 강도를 현저히 떨어지게 할 수 있다. 또한 소결하는 단계의 냉각단계에서 최고점 온도부터 10 내지 35℃까지 성형품의 온도를 냉각시킬 때에도, 0.01 내지 0.8℃/min의 냉각속도로 점진적으로 냉각시키는 것이 바람직하다. 0.8℃/min를 초과하여 온도를 냉각시킬 경우, 크랙이 발생하거나 공극이 발생하여 강도가 현저히 떨어지게 된다. 소결하는 단계의 최고점 온도는 최종 성형품의 강도에 영향을 미치며, 생체 경조직 대체재로 사용하기 위해서는 800 내지 1200℃에서 소결되는 것이 바람직하다. 최고점 온도가 800℃ 미만일 경우, 압축강도가 떨어져 경조직 대체재로 사용이 불가능하다. 최고점 온도가 1200℃를 초과할 경우, 크랙이 발생될 수 있다.

상기 소결된 바이오글라스를 볼밀(Ball mill)에 투입하여 분쇄하는 단계를 더 포함할 수 있다. 생체적합성 고분자수지와의 혼합 이전에, 소결된 바이오글라스 를 볼밀을 통해 분쇄함으로써 입자크기를 균일하게 할 수 있다. 다만, 분쇄방법은 입자크기를 균일화하는 방법이라면 볼밀에 제한되는 것은 아니며, 볼밀 이외의 밀링방식이나 다른 분쇄방법이 사용될 수 있다.

상기 단계 (2)의 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함할 수 있으며, 바람직하게는 폴리(입실론-카프로락톤)(poly(e-caprolactone))일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.

상기 생체적합성 고분자수지는 바인더 역할을 할 수 있다. 바인더는 미세한 바이오글라스를 서로 결합시켜 응집 및 점성을 갖게하는 한편, 바이오글라스가 우수한 인성을 가지도록 하여 내재적 취성의 문제를 극복할 수 있다. 또한 바이오글라스와 바인더 역할을 하는 생체적합성 고분자수지가 혼합된 조성물을 용융시키면, 조성물에 유동성과 흐름성이 부여되어 사출이 용이할 수 있다.

상기 단계 (2)는 FDM 3D 프린터용 조성물 총 중량대비 10 내지 70중량%의 바이오글라스 및 30 내지 90중량%의 생체적합성 고분자수지, 바람직하게는 30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지, 더 바람직하게는 35 내지 45중량%의 바이오글라스 및 55 내지 65중량%의 생체적합성 고분자수지를 포함할 수 있다.

상기 단계 (3)은 조성물을 동결 분쇄기(Freezer Mill)에 투입하여 분쇄하는 단계일 수 있다. 상기 동결분쇄기를 통해 1.5 내지 2.5μm의 평균 입도를 가지도록 분쇄하였다. 평균 입도는 입도 분석장비(APA2000, MALVERN)에 의해 측정된 값으로부터 (입자의 평균 직경 분포 중 누적된 50% 지점) 계산된다.

상기 단계 (4)는 3D 프린터에 연결된 가열장치를 이용할 수 있다.

3D 프린터에 연결된 상기 가열장치는 25 내지 250℃의 온도범위에서 작동하며, 상기 분쇄된 조성물을 용융시킬 수 있다. 각각 고체상태였던 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지가 용융되어 페이스트 형태로 변형되면서, 조성물에 유동성과 흐름성이 부여되어 사출이 용이해질 수 있다.

이하, 본 발명의 이해를 돕기 위해 바람직한 실시예를 제시하지만, 하기의 실시예는 본 발명을 보다 쉽게 이해하기 위하여 제공되는 것일 뿐 본 발명이 이에 한정되는 것은 아니다.

실시예 : FDM 3D 프린터용 조성물의 제조

		중량(g)
바이오글라스(BGS)	CaO	139.8
	SiO₂	113.7
	P₂O₅	45.6
	B₂O₃	0.9
총 중량(g)		300

먼저, 상기 표 1에 기재된 함량의 건조된 분말 상태인 CaO, SiO₂, P₂O₅ 및 B₂O₃를 용기에 넣고 혼합하여 총 중량 300g의 바이오글라스를 제조하였다.

<실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2>

제조된 상기 바이오글라스를 하기 표 2와 같은 조건에서 소결하였다.

소결 공정
온도구간	시간(분)
0 →600℃	720
600℃(Holding)	60
600→1000℃	800
1000℃(Holding)	180
1000→600℃	800
600℃(Holding)	800
600→20℃	720

소결을 마친 바이오글라스를 볼밀(Ball mill)(High-Energy Ball Mill, FRITSCH)에 넣고, 2.1μm 평균입도를 가지도록 분쇄하였다. 분쇄된 바이오글라스를 폴리(입실론-카프로락톤)(poly(ε-caprolactone))(PURASORB PC12, CorbionPurac)과 하기 표 3의 조성비로 혼합하여, 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2에 대하여 각각 총 중량 100g의 조성물을 제조하였다. 이후, 도 2와 같이 상기 조성물을 동결 분쇄기(Freezer Mill)(6875D, SPEX Sampleprep)에 넣고, 2.1μm의 평균입도를 가지도록 분쇄하였다. 분쇄한 상기 조성물을 3D 프린터에 연결된 가열장치로 하기 표 3의 용융온도에서 용융시켜 페이스트 형태의 FDM 3D 프린터용 조성물을 제조하였다.

	바이오글라스(BGS)(%)	폴리(입실론-카프로락톤)(%)	총합(%)	용융온도(℃)
실시예 1(PBGS-20)	20	80	100	120
실시예 2(PBGS-40)	40	60	100	120
실시예 3(PBGS-60)	60	40	100	140
비교예 1(BGS)	100	0	100	25
비교예 2(PCL)	0	100	100	100

상기 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2의 페이스트 형태의 FDM 3D 프린터용 조성물을 원료로 하여 성형품을 사출하였다. 성형품 사출시, 노즐의 직경이 500μm인 FDM 3D 프린터(DTR3-331S-EX, 다사로봇시스템)를 사용하였다. FDM 3D 프린터용 조성물을 노즐에 충진하고, 사출구를 통해 6 x 6 x 2 mm³ 크기로 조성물을 사출 및 작업대 상면에 적층시켰다. Layer-by-layer 방식으로 조성물을 사출하는데, 첫번째 층의 사출방향을 기준으로, 두번째 층의 사출방향은 45°, 세번째 층의 사출방향은 90° 및 네번째 층의 사출방향은 135° 를 이루며 교차하는 도 2와 같은 4방향의 스트럿 적층 구조를 형성하였다.

각 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2의 성형품 사출시 하기 표 4와 같이 노즐속도, 공정온도, 공기압 등 파리미터를 최적으로 제어하여, 하기 표 5와 같이 유사한 범위 내의 스트럿 직경(Strut diameter, 390 - 425 μm), 첫번째 및 두번째 공극크기(Pore size), 공극율(Porosity, 42~47%)을 가지는 복합 지지체를 형성하였다. 이를 통하여 복합 지지체가 가지는 기하학적 구조의 차이로 복합 지지체 내 세포활동에 미치는 영향의 차이는 생기지 않도록 하였다.

스트럿 직경, 첫번째 공극크기 및 두번째 공극크기는 주사 전자 현미경(SEM, SNE-3000M, SEC Inc., 대한민국)을 사용하여 측정하였다. 또한 공극율은 하기 식 및 벌크밀도(ρ)(PCL(1.135 g/cm³) / 바이오글라스(3.05 g/cm³))의 값을 이용하여 계산하였다.

공극율(%) = (1 - (1/ρ_s) x (W_s/V_a)) x 100

(ρ : 벌크밀도, W_s: 구조의 무게, V_a : 구조의 부피)

	공정시간(min)	노즐속도(mm/s)	공기압(kPa)
실시예 1(PBGS-20)	2	5	320
실시예 2(PBGS-40)	2	5	450
실시예 3(PBGS-60)	2	5	500
비교예 1(BGS)	2.5	5	430
비교예 2(PCL)	2	5	480

	스트럿 직경(μm)	첫번째 공극크기(μm)	두번째 공극크기 (μm)	공극율 (%)
실시예 1(PBGS-20)	424.3 ± 7.7	400.7 ± 10.2	214.3 ± 14.1	42.5 ± 2.1
실시예 2(PBGS-40)	401.4 ± 16.3	415.7 ± 14.4	222.9 ± 16.7	43.1 ± 1.0
실시예 3(PBGS-60)	420.7 ± 9.2	412.1 ± 7.0	216.4 ± 20.5	42.3 ± 1.2
비교예 1(BGS)	392.5 ± 20.1	391.5 ± 9.1	207.7 ± 20.7	46.8 ± 3.0
비교예 2(PCL)	400.7 ± 4.7	439.3 ± 14.3	221.4 ± 13.6	43.1 ± 1.5

실험예 1 : 광학 현미경, 주사 전자 현미경의 관찰 및 EDS 테스트

상기 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2의 복합 지지체 형태를 광학 현미경(BX FM-32, Olympus, Tokyo, Japan) 및 주사 전자 현미경(SEM, SNE-3000M, SEC Inc., 대한민국)을 이용하여 관찰하였다. 또한 복합 지지체 내의 무기 원소 분포를 평가하기 위하여, 전계방사주사전자현미경(JSM7500F, JEOL LTD.)을 가지고 EDS(Energy-dispersive Spectroscopy) 테스트를 실시하였다.

상기 광학현미경 및 주사 전자 현미경을 통해 관찰한 확대사진, EDS 테스트를 통한 EDS 스펙트럼 및 Ca와 Si의 분포지도(Mapping)를 도 3에 함께 나타내었다.

그 결과, 확대된 SEM 사진을 통해 세포부착 및 뼈 조직 분화를 촉진하는 스트럿의 거친표면을 복합 지지체에서 확인하였다. 또한 EDS 스펙트럼 및 Ca와 Si의 분포지도를 통해 복합 지지체 내의 바이오글라스 조성비가 증가할수록, 복합 지지체 내의 Ca와 Si의 농도가 증가한다는 것을 확인하였다.

실험예 2 : 압축강도 실험(Compressive test)

상기 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 5의 FDM 3D 프린터용 조성물을 통해 제작된 성형품의 강도(Stiffness), 항복 변위(Yield displacement) 및 항복 응력(Yield stress)을 측정하였다. 측정에는 10 x 10 x 5mm³ 크기의 복합 지지체인 성형품이 사용되었다. 이에 대하여 압축율(Compression rate)이 0.5mm/min인 압축강도 측정장치(MTS Bionix Tabletop Test System, MTS System Corp., MN, USA)를 통하여, 상기 강도, 항복 변위 및 항복 응력을 측정하였다.

	강도(N/mm)	항복 변위(mm)	항복 응력(MPa)
실시예 1	2.5 ± 0.1	0.6 ± 0.03	6.1 ± 0.2
실시예 2	2.9 ± 0.1	0.5 ± 0.04	6.6 ± 0.1
실시예 3	2.9 ± 0.2	0.5 ± 0.06	5.8 ± 0.6
비교예 1	25.9 ± 6.3	0.2 ± 0.01	21.2 ± 5.8
비교예 2	1.1 ± 0.1	0.4 ± 0.02	2.6 ± 0.2

압축강도 실험에 대한 실험결과 및 측정값을 활용하여, 상기 표 6 및 도 4를 나타내었다.

바이오글라스(BGS)와 폴리(입실론-카프로락톤)을 혼합한 실시예 1 내지 3의 경우, 폴리(입실론-카프로락톤)지지체인 비교예 2보다는 강도가 증가한 것을 확인하였다.

실험예 3 : 3점 굽힘 실험(3-point bending test)

상기 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 5의 FDM 3D 프린터용 조성물을 통해 제작된 성형품의 최대 굽힘 모멘트(Bending moment max), 최대 굽힘 응력(Bending stress max) 및 인성(Toughness)을 측정하였다. 측정에는 30 x 4 x 3mm³ 크기의 복합 지지체인 성형품이 사용되었다. 이에 대하여 속도가 0.5mm/min인 3점 굽힘 실험 측정장치(MTS Bionix Tabletop Test System, MTS System Corp., MN, USA)를 통하여 굽힘 실험을 실시하여, 상기 최대 굽힘 모멘트, 최대 굽힘 응력 및 인성을 측정하였다.

	최대 굽힘 모멘트 (N·mm)	최대 굽힘 응력 (MPa)	인성(kPa/mm³)
실시예 1	55.8 ± 0.5	6.3 ± 0.1	760 ± 41.7
실시예 2	47.6 ± 0.9	5.6 ± 0.2	710 ± 5.48
실시예 3	38.1 ± 0.5	4.3 ± 0.2	100 ± 22.7
비교예 1	74.7 ± 6.8	7.8 ± 0.7	5.9 ± 0.9
비교예 2	37.3 ± 1.8	4.6 ± 0.2	480 ± 46.2

3점 굽힘 실험에 대한 실험결과, 측정값은 상기 표 7 및 도 5와 같이 나타났다.

도 5와 같이 사출 이전에 소결단계를 거친 바이오글라스(BGS)와 폴리(입실론-카프로락톤)을 혼합한 실시예 1 내지 3은 바이오글라스(BGS) 만을 사용한 비교예 1에 비해 향상된 인성을 나타냈다. 구체적으로, 바이오글라스만으로 이루어진 비교예 1은 74.7 ± 6.7 N·mm의 최대 굽힘 모멘트 및 7.8 ± 0.7 MPa의 굽힘 응력을 나타냈지만, 5.9 ± 0.9 kPa/mm³의 가장 약한 인성을 나타냈다. 반면, 폴리(입실론-카프로락톤)을 함께 혼합한 실시예 1 내지 3은 비교예 1과 대비하여 각각 129배, 120배, 17배의 향상된 인성을 나타내는 것을 확인하였다. 특히 복합 지지체 총 중량대비 20% 또는 40%의 바이오글라스를 혼합한 실시예 1 내지 2와 같은 일정한 경우에 한하여, 복합 지지체가 현저히 증가된 인성을 나타내어 기존 내재적 취성의 문제점을 극복한 것을 확인할 수 있었다.

실험예 4 : 열중량 분석(TGA, Thermogravimetric analysis)

실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2의 FDM 3D 프린터용 조성물 10mg을 20℃/min의 승온속도로 30℃에서 800℃까지 가열하였다. 가열한 조성물을 질소 조건하에서, 열중량분석기(TGA-2050, TA-Instruments)를 이용하여 열중량 분석을 실시하였다.

열중량 분석 결과는 도 6과 같이 나타났다.

열중량 분석 결과, 바이오글라스로만 이루어진 비교예 1은 중량 변화가 없었지만, 반대로 폴리(입실론-카프로락톤)지지체인 비교예 2는 500℃ 조건에서 완전히 분해되어 중량이 남아있지 않았다. 또한 폴리(입실론-카프로락톤)과 혼합한 바이오글라스인 실시예 1 내지 3은 초기에 혼합된 바이오글라스의 중량만큼 열중량이 분석되었다.

실험예 5 : X선 회절 실험(XRD, X-ray diffraction)

결정크기를 측정하기 위해서, 40kV 및 20mA의 빔 조건에서 CuK_α방사선을 사용하는 X선 회절 분석기(Siemens D500 WAXD, Siemens)를 이용하였다. 2θ = 15-35°이고, 스텝크기(Step size)는 0.1°인 조건에서 상기 X선 회절 실험을 실시하였다.

X선 회절 실험결과는 도 7과 같이 나타났다.

비교예 2의 경우, 결정면(110)과 (200)과 관련된 2θ= 21.3°, 23.7°에서 가장 강한 피크를 나타내었다. 또한 비교예 1은 수산화인회석 구조의 결정면(211)과 관련된 2θ= 31.8°인 피크가 나타났다. X선 회절 실험에서 바이오글라스의 반사강도(Reflection Intensity)를 통해, 복합 지지체에 바이오글라스가 잘 축적되어 있음을 확인할 수 있었다.

실험예 6 : 표면 거칠기(Surface roughness) / 3D 표면 지형 이미지(3D surface topographical images) 측정

표면 거칠기의 정성적 측정을 위하여, 표면 거칠기 측정기(Nanoview-m4151p, Korea)를 사용하였다. 또한 이와 함께 일반적인 광학 기법인 위상 이동 간섭계를 사용하여, 3D 이미지와 표면 거칠기 값(R_a)을 얻었다.

먼저, 폴리(입실론-카프로락톤)지지체인 비교예 2와 비교하여, 바이오글라스를 포함하는 복합 지지체인 실시예 1 내지 3 및 비교예 1의 경우가 표면이 더 거칠다는 것을 도 8a와 같이 3D 표면 지형 이미지로 확인하였다. 또한 표면 지형 이미지 곡선을 통해, 바이오글라스의 함량이 증가함에 따라 표면 거칠기가 증가하는 것을 확인하였다.

또한 이를 정량적으로 측정하기 위하여, 도 8a의 이미지 및 하기 계산식을 활용하여 표면 거칠기 값(Ra)을 측정하였고 그 결과는 하기 표 8 및 도 8b와 같이 나타났다.

Ra = [∫|Z(x)|dx]/L (Fig4(c)의 Z와 L은 거친 구조의 높이와 길이)

	표면 거칠기(Ra) (단위 : nm)
실시예 1	144.7 ± 31.9
실시예 2	168.1 ± 26.3
실시예 3	234.3 ± 41.7
비교예 1	284.6 ± 55.4
비교예 2	118.5 ± 14.9

이를 통해 바이오글라스의 함량이 증가될수록, 복합 지지체의 표면 거칠기가 증가한다는 것을 확인하였다.

실험예 7 : 수 접촉각(water contact angle) 측정

수 접촉각 측정장치를 사용하여 복합 지지체(Composite scaffolds)의 친수성을 평가하였다. 복합 지지체의 표면에 10 μL의 물방울을 놓고 상온에서 정적법(Sessile drop)을 사용하여 수 접촉각을 측정하였다.

복합 지지체의 수 접촉각(WCA)은 시간의 함수로써, 결과를 도 9와 같이 나타냈다. 측정결과, 바이오글라스의 함량이 증가함에 따라, 수 접촉각이 감소하는 것을 확인하였다. 그 예로 비교예 2의 경우 78 ± 3 °의 가장 높은 수 접촉각을 나타냈으나, 20%의 조성비로 바이오글라스를 함유시킨 실시예 1의 경우에 수 접촉각은 26 ± 3 °로 감소했다. 이를 통하여 바이오글라스의 복합 지지체 내에서의 함유량이 증가할수록, 복합 지지체의 친수성이 향상된다는 것을 확인하였다.

실험예 8 : 단백질 흡수력(protein absorption ability) 측정

복합 지지체의 단백질 흡수력을 측정하기위하여, BCA(Bicinchoninic acid) 단백질 분석법(Pierce Kit, Thermo Scientific)이 사용되었다. 10%의 태아 소혈청(Gemini Bio-Products, USA)과 1%의 항생제(Antimycotic, Cellgro, USA)를 포함하는 α-최소 필수배지(Life Sciences, USA)를 포함하는 24-웰 플레이트(Well plate)에 복합 지지체를 놓았다. 그런 다음 복합 지지체를 1, 6, 12, 24시간 동안 37℃에서 배양했다. 흡광도를 측정하기 전에, 복합 지지체를 PBS(phosphate　buffer　saline)로 세정하고, 0.1 % Triton X-100으로 용해시켰다. 그런 다음 용해물 25μL를 BCA 작업시약 200μL에 첨가했다. 마지막으로, 혼합물을 37℃에서 30분 동안 배양하였다. 마이크로 플레이트 판독기(EL800, Bio-Tek Instruments, Winooski, VT)를 사용하여 562nm에서 흡광도를 측정하였다.

1, 6, 12, 24시간 후, 실시예 1 내지 3 및 비교예 1 내지 2의 단백질 흡수력에 대한 측정 결과를 도 10과 같이 나타냈다. 폴리(입실론-카프로락톤) 만을 포함하는 비교예 2의 경우와 대비하여, 바이오글라스를 포함하는 실시예 1 내지 3 및 비교예 1은 시간이 경과함에 따라서 단백질 흡수력이 증가하는 것을 확인하였다. 또한 실시예 1 내지 3 및 비교예 1에서 바이오글라스의 조성비가 증가함에 따라, 단백질의 아민 그룹과 복합 지지체 내의 음전하를 띠는 바이오글라스의 성분 사이에 정전기력의 비가역적 상호작용으로 인해 복합 지지체의 단백질 흡수력이 증가하는 것을 확인 하였다.

실험예 9 : 시험관 내 복합 지지체에서의 세포 활성

제작된 복합 지지체(6×6×2mm³)를 자외선 하에서 70% 농도의 에탄올(Ethanol)로 멸균하였다. 복합 지지체에 쥐 전조골세포조직(MC3T3-E1)이 1×10⁵cells/mL의 밀도로 뿌려진 다음, 10%의 태아 소혈청(Gemini Bio-Products, USA)과 1%의 항생제(Antimycotic, Cellgro, USA)를 포함하는 α-최소 필수배지(Life Sciences, USA)를 포함하는 24-웰 플레이트(Well plate)에 복합 지지체를 놓았다. 표본은 5% CO₂및 37℃ 조건에서 배양되었으며, 배양기는 매일마다 교체하였다.

세포증식반응 측정법(MTT Assay)(Cell Proliferation Kit I, Boehringer Mannheim)을 통해서 생존 세포를 결정하였다. Sample에는 0.5mg/mL의 MTT를 가하고 37℃ 조건에서 4시간 동안 배양하였다. 그 후, 570nm에서 마이크로 플레이트 리더(EL800, Bio-Tek Instruments, Winooski, VT)를 사용하여 흡광도를 측정하였다.

또한 세포핵을 검출하기 위하여, 복합 지지체를 Diamidino-2-phenylindole(DAPI, Invitrogen, Carlsbad, CA)의 형광 염색에 노출시켰다. 또한 액틴 세포골격을 시각화하기 위해서 Phalloidin(Alexa Fluor 594; Invitrogen, Carlsbad, CA)의 염색을 실시하고, 상기 염색된 세포를 공초점현미경(LSM 700; Carl Zeiss, Germany)을 통해 관찰하였다.

또한 Type-I collagen(Col-I), Runt-related transcription factor(Runx2), Alkaline phosphatase(ALP), Osteopontin(OPN), Osteocalcin(OCN), Bone Morphogenic Protein 2(BMP2)의 상대적인 발현 정도 측정을 위해서, 복합 지지체에서 7일 동안 배양된 상기 MC3T3-E1세포의 실시간 중합효소연쇄반응을 실시하였다. TRIzol 시약(Sigma-Aldrich)을 사용하여 배양된 복합 지지체로부터 Total RNA를 분리하였고, 이로부터 cDNA를 합성하였다. 역전사(Reverse Transcription) 반응에는 ReverTra Ace qPCR RT Master Mix(Toyobo, Japan)가 사용되었다. 또한 cDNA는 ABI Step One Plus를 사용하여 THUNDERBIRD SYBR qPCR Mix(Toyobo, Japan)에 의해 증폭되었다. cDNA 증폭은 먼저, 95℃에서 1분간 변성 이후 95℃에서 15초, 60℃에서 60초, 72℃에서 15초간의 사이클을 40회 반복하고, 마지막으로 72℃에서 5분간 cDNA를 연장하였다.

유전자 특정 프라이머(Gene-specific primer)는 runx2 (forward: 5′- ACATCCCCATCCATCCAT-3′, reverse: 5′-GGTGCTGGGTTCTGAATCTG-3′), OPN (forward: 5′-GGAGGAAACCAGCCAAGG-3′, reverse: 5′-TGCCAGAATCAGTCACTTTCAC-3′), OCN (forward: 5′-CCCTCCTGAAGGTCTCACAA-3′, reverse: 5′-GCTGTCTCCCTCATGTGTTG-3′), Col-I (forward: 5′-ACTCAGCCGTCTGTGCCTCA-3′, reverse: 5′-GGAGGCCTCGGTGGACATTA-3′), ALP (forward: 5′-GCCCAGTGCCTTCTGATTT-3′, reverse: 5′-GGGCAGCGTCAGATGTTAAT-3′), BMP2 (forward: 5′- AGA TCT GTA CCG CAG GCACT-3′, reverse: 5′-GTTCCTCCACGGCTTCTTC-3′), the housekeeping gene mouse GAPDH (forward: 5′-CCTTGAGATCAACACGTACCAG-3′, reverse: 5′-CGCCTGTACACTCCACCAC-3′)이다.

시험관 내 복합 지지체의 세포 활성에 대하여 확인하기위하여, 먼저 세포파종효율(Cell seeding efficiency)을 측정하였다. 세포배양 4시간 후에 세포파종효율을 측정한 결과는 도 11a와 같이 나타났다. 폴리(입실론-카프로락톤)만을 포함하는 비교예 2는 가장 낮은 세포파종효율을 나타낸 반면, 바이오글라스를 함께 혼합한 실시예 1 내지 3의 경우는 바이오글라스의 함량이 증가할수록 세포파종효율 또한 증가함을 나타내었다. 이를 통해 바이오글라스의 함량이 증가할수록, 표면의 거칠기, 친수성, 단백질 흡수력 및 생화학적 특성으로 인하여 복합 지지체의 세포부착능력이 증가한다는 것을 확인할 수 있었다. 또한 실험예 6과 함께 고려해볼 때, 바이오글라스의 함량이 증가될수록, 복합 지지체의 표면 거칠기가 증가하여 단백질 흡수 능력 향상 및 초기 세포부착, 성장, 분화와 같은 다양한 세포활동이 활발해 진다는 것을 알 수 있었다.

도 11b에서는 MTT 분석결과를 통하여, 복합 지지체 내의 바이오글라스의 함량이 증가할수록 세포증식 또한 증가한다는 것을 확인하였다. 이를 통해, 복합 지지체 내의 세포증식은 바이오글라스의 함량에 의존한다는 것을 확인할 수 있었다.

도 11c의 형광 이미지는 세포배양 3일 후에 청색으로 염색된 세포핵과 적색의 F-Actin을 나타내었다. 또한 도 11d를 통해, 복합 지지체에서 바이오글라스의 중량비가 증가함에 따라 F-Actin의 영역이 점진적으로 증가한다는 것을 확인하였다.

도 12에서는 ALP, BMP-2, Col-I, OPN, Runx2, OCN의 상대적인 유전자 발현수준을 각각 나타내었다. 특히 복합 지지체 총 중량대비 40% 또는 60%의 바이오글라스를 혼합한 실시예 2 내지 3 경우에는 모든 유전자의 발현수준이 높은 것을 확인하였다. 이를 통하여 복합 지지체 내 바이오글라스 함량이 일정 범위인 경우에, 바이오글라스가 골 형성 분화 및 생물학적 활성에 영향을 미쳐 높은 유전자 발현수준을 나타낸다는 것을 확인하였다.

실험예 10 : 복합 지지체 내에서 바이오글라스의 최적의 조성비

도 13의 상단은 실시예 1 내지 3 및 비교예 2에 대하여 기계적 인성, 세포 파종 효율, 세포증식 속도, 소모 관련 전사 요소를 평가하여 도식화하고 각각의 광학이미지를 나타낸다. 또한 도 13의 하단에는 상기 4개의 평가항목을 각 최대값으로 나눈 값을 표로 나타내었다. 특히 복합 지지체 총 중량대비 60%의 바이오글라스를 혼합한 실시예 3의 경우에는 낮은 기계적 인성으로 인해 내재적 취성의 문제점을 극복하지 못한 것을 확인하였다. 반면 복합 지지체의 총 중량대비 40%의 바이오글라스를 혼합한 실시예 2의 경우에는 우수한 생물학적 활성을 나타내면서도, 우수한 기계적 인성으로 인해 내재적 취성의 문제를 극복한 것을 확인하였다.

이를 통하여 복합 지지체 총 중량대비 40%의 바이오글라스 함량을 가지는 실시예 2 조성물의 경우, 의료 / 바이오 분야에서 우수한 인성과 생물학적 활성을 가지는 복합 지지체인 3D 프린터 성형품으로써 가장 적절하게 활용될 수 있다는 것을 확인하였다.

본 발명의 단순한 변형 내지 변경은 모두 본 발명의 영역에 속하는 것이며, 본 발명의 구체적인 보호 범위는 첨부된 특허청구범위에 의하여 명확해질 것이다.

Claims

바이오글라스(Bioglass) 및 생체적합성 고분자수지를 포함하는 FDM 3D 프린터용 조성물에 있어서,
상기 FDM 3D 프린터용 조성물은 조성물 총 중량대비
30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지를 포함하고,
상기 바이오글라스는 소결하는 단계를 통해 결정화된 것이고,
상기 소결하는 단계는 가열단계 및 냉각단계를 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물.
제 1항에 있어서,
상기 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물.
삭제
제 1항에 있어서,
상기 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물.
삭제
삭제
제 1항의 FDM 3D 프린터용 조성물이 4층으로 사출된 스트럿 적층구조인, FDM 3D 프린터 성형품.
제 7항에 있어서,
상기 스트럿 적층구조는 첫번째 층의 사출방향을 기준으로,
두번째 층의 사출방향은 30 내지 60°, 세번째 층의 사출방향은 75 내지 105° 및 네번째 층의 사출방향은 120 내지 150°를 이루며 교차하여 사출된 적층구조인, FDM 3D 프린터 성형품.
제 7항에 있어서,
상기 FDM 3D 프린터 성형품의 인성(Toughness)은 50 내지 850 kPa/mm³인, FDM 3D 프린터 성형품.
제 7항에 있어서,
상기 FDM 3D 프린터 성형품의 인성은 650 내지 850 kPa/mm³인, FDM 3D 프린터 성형품.
(1) 바이오글라스를 소결하는 단계;
(2) 상기 소결된 바이오글라스와 생체적합성 고분자수지를 혼합하여 조성물을 제조하는 단계;
(3) 상기 조성물을 동결분쇄기에 투입하여 분쇄하는 단계; 및
(4) 상기 분쇄된 조성물을 용융시키는 단계;를 포함하고,
상기 단계 (1)은 가열단계; 및 냉각단계;를 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (1)의 바이오글라스는 CaO, SiO₂, P₂O₅, B₂O₃ 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
삭제
제 11항에 있어서,
상기 가열단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 승온속도로 가열하는 단계인, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 냉각단계는 0.01 내지 0.8℃/min의 냉각속도로 냉각하는 단계인, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (1) 이후에,
상기 소결된 바이오글라스를 볼밀(Ball mill)에 투입하여 분쇄하는 단계;를 더 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (2)의 생체적합성 고분자수지는 폴리(입실론-카프로락톤)(PCL, poly(ε-caprolactone)), 폴리에틸렌(PE, Polyethylene), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA, Poly(methyl methacrylate)), 폴리락틱산(PLA, Poly lactic acid), 폴리-L-락틱산(PLLA, Poly-L-lactic acid), 폴리글라이콜라이드(PGA, Polyglycolide), 폴리락틱산-글리콜산 공중합체(PLGA, Poly lactic-co-glycolic acid), 폴리염화비닐(PVC, Polyvinyl chloride), 폴리테트라플루오로에틸렌(PTFE, Polytetrafluoroethylene), 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET, Polyethylene terephthalate), 폴리우레탄(Polyurethane), 폴리아세탈(Polyacetal), 폴리아미드(Polyamide), 폴리아미드 엘라스토머(Polyamide elastomer), 폴리에스터(Polyester), 폴리에스터 엘라스토머(Polyester elastomer), 폴리프로필렌(Polypropylene), 폴리아크릴로니트릴(Polyacrylonitrile), 폴리설폰(Polysulfone), 폴리오르토에스터(Polyorthoester), 폴리안하이드라이드(Polyanhydrides), 키토산, 젤라틴, 콜라겐 및 이들의 조합으로 이루어진 군으로부터 선택된 것을 포함하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (2)의 생체적합성 고분자수지는 바인더 역할을 하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (2)는 FDM 3D 프린터용 조성물 총 중량대비
10 내지 70중량%의 바이오글라스 및 30 내지 90중량%의 생체적합성 고분자수지를 혼합하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (2)는 FDM 3D 프린터용 조성물 총 중량대비
30 내지 50중량%의 바이오글라스 및 50 내지 70중량%의 생체적합성 고분자수지를 혼합하는, FDM 3D 프린터용 조성물의 제조방법.
제 11항에 있어서,
상기 단계 (4)는 3D 프린터에 연결된 가열장치를 이용하는, FDM 3D 프린터 조성물의 제조방법.