(57)【要約】  本発明は、硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法及びそれから製造された医用材料に関するもので、より詳細には生体活性ガラス粉末を加圧成形した後、生体活性ガラスのガラス転移温度未満の比較的低温で１次熱処理した後、所望の形状に加工して生体活性ガラスのガラス転移温度より高い温度で２次熱処理することにより、既存の硬組織代替材として用いられるヒドロキシアパタイトが低い圧縮強度を有するという欠点を克服し、かつ生体内硬組織の欠損部形状に合わせて所望の形状のどおりにカスタム製造が可能であり、かつ熱衝撃を最小限に抑え、骨癒合の特性も発揮しうる医用材料を提供する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体活性ガラス粉末を加圧成形して成形体を製造する第１段階；
前記成形体を６５０〜７４５℃で１次熱処理する第２段階；
前記１次熱処理された成形体を２次熱処理時の収縮率を考慮して硬組織欠損部の形状に加工する第３段階；及び
前記加工物を８５０〜１２００℃で２次熱処理された第４段階を含む、生体の硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法。
【請求項２】
前記第４段階以後に前記２次熱処理した加工物を徐冷（slow cooling）させる第５段階をさらに含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
生体活性ガラスが、ＣａＯ及びＳｉＯ２を含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
生体活性ガラスが、ＭｇＯ、Ｂ２Ｏ３、Ｐ２Ｏ５及びＣａＦ２の中で１種以上をさらに含むことを特徴とする、請求項３に記載の方法。
【請求項５】
生体活性ガラス粉末に分散剤をさらに混合して加圧成形することを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記分散剤が、ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリビニルブチラール（ＰＶＢ）、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、メチルセルロース、ヒドロキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロースナトリウム、パラフィン、ワックスエマルジョン、マイクロクリスタリンワックス、エタノールまたはこれらの混合物であることを特徴とする、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
第１段階における加圧成形が、冷間等方圧縮（cold isostatic pressing；CIP）であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項８】
２次熱処理時の収縮が、等方収縮であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項９】
２次熱処理時の収縮率が、一軸方向の長さを基準に１５〜２５％であることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
第５段階における徐冷速度が、５℃/分未満であることを特徴とする、請求項２に記載の方法。
【請求項１１】
請求項１〜１０のいずれか一項に記載の方法で製造され、生体の硬組織欠損部の形状の一軸方向の長さを基準に５％以内の誤差範囲で製造された生体の硬組織欠損部代替用医用材料。
【請求項１２】
８０００Ｎ以上の圧縮強度を示すことを特徴とする、請求項１１に記載の生体の硬組織欠損部代替用医用材料。
【請求項１３】
骨癒合（bone fusion）特性を示すことを特徴とする、請求項１１に記載の生体の硬組織欠損部代替用医用材料。
【請求項１４】
医用材料が、整形外科用人工骨、人工関節または歯科用人工歯根であることを特徴とする、請求項１１に記載の生体の硬組織欠損部代替用医用材料。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法及びそれから製造された医用材料に関する。
【背景技術】
【０００２】
人体を構成する硬組織は、６７ｗｔ％の無機物と３３％の有機物で構成され、無機物はＣａ/Ｐが主成分であるアパタイトで構成される。無機物の構成比率が高いため、硬組織欠損部が生じる場合は合成ヒドロキシアパタイトを活用して代替可能である。しかし、合成ヒドロキシアパタイトは低い圧縮強度により機械的な安定性を必要とする多様な部位に適用するのに難しいという欠点がある。
【０００３】
ヒドロキシアパタイトは、移植された部位の周辺欠損部と接しているとき、直接に骨とくっつく代表的な骨伝導性物質である。このような素材は、欠損部位と正確に当接している時に癒合（bone fusion）が起こり、そうではない場合は移植材の微細挙動（micro-motion）によりまわりの骨を損傷させることがある。したがって、移植部位に正確に合うデザインをカスタム製作して治療の効果を増進することができる。
【０００４】
一般的なセラミック素材の特徴は、圧縮強度と硬度及び耐磨耗性に優れたことである。また、酸化物の形態として存在するために化学物質による耐腐食性に優れる。セラミック素材の優れた物理/化学的安定性は多様な部品に用いられる時に寿命を大幅に伸ばしてくれるという利点がある。しかし、素材の剛性による加工の難しさのため、複雑な成形体の製造が不可能である。
【０００５】
セラミック素材の剛性は熱処理（sintering）により現れるため、熱処理前に成形を完了するのが一般的であり、熱処理後には研削（polishing）方法を活用して一部を加工することもある。セラミック成形体は、熱処理（sintering）前に粉末を単純加圧して製造したり、スラリーの状態を製造して鋳造（casting）、射出（injection molding）もしくは押出（extrusion molding）して製造してもよい。前記の方式で製造された成形体は原料の焼結温度に合わせて熱処理し、製造を完了する。熱処理前の製品デザインを成形する場合、それを具現できる金型が必須であり、該当デザインに対してのみ製造が可能である。
【０００６】
製品のデザインを多様に具現する場合は、熱処理した後に加工を適用するべきであり、セラミックの特性のためこのような方式は時間と費用が大幅にかかるという欠点がある。また、表面の高い硬度は無理な加工の時に欠陥が発生する可能性が高いため、加工による不良率を誘発することがある。加工欠陥により人体に移植した後に破損される場合、移植部位が大きく損傷されるだけでなく、再手術を遂行しなければならない。
【０００７】
したがって、硬組織代替材を製造する場合、欠損部位と正確に一致するカスタム製作が必須であるといえる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
本発明の目的は欠損部位と正確に一致するカスタム硬組織欠損部代替用医用材料及びその製造方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の第１様態は、生体活性ガラス粉末を加圧成形して成形体を製造する第１段階；前記成形体を６５０〜７４５℃で１次熱処理する第２段階；前記１次熱処理された成形体を２次熱処理時の収縮率を考慮して硬組織欠損部の形状に加工する第３段階；及び前記加工物を８５０〜１２００℃で２次熱処理する第４段階を含む、生体の硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法を提供する。
【００１０】
本発明の第２様態は、前記第１様態による方法で製造されて生体の硬組織欠損部の形状の一軸方向の長さを基準に５％以内の誤差範囲で製造された生体の硬組織欠損部代替用医用材料を提供する。
【発明の効果】
【００１１】
本発明により高強度の生体活性ガラス素材の複雑形状の具現が可能であり、これにより患者の硬組織欠損部にカスタム製作された医用材料を提供することができる。本発明による製造方法を適用するとき、既存の生体活性結晶化ガラスの高強度特性を維持しているため、一般的な硬組織構造体だけでなく機械的な安定性が要求される脊椎部位や顔面部位の欠損部にも活用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００１２】
【図１】本発明による生体の硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法の模式図である。
【図２】１次熱処理温度に対する各辺の収縮率の調査結果である。
【図３】２次熱処理温度に対する成形体の圧縮強度の調査結果である。
【図４】脊椎モデリング結果物とこれを活用して本発明の一実施例により製造されたディスク状のカスタム製作品を示す。
【図５】カスタム製作されたディスク状焼結体と周囲脊椎模型とのカスタムイメージである。
【図６】本発明の一実施例により製造された脊椎形状の１次熱処理及び加工完了成形体（上段、左）と２次熱処理後の最終製品（上段、右）、及び最終焼結体と３Ｄプリンティング成形体とのカスタムイメージを示す。
【発明を実施するための形態】
【００１３】
本発明の第１様態は、生体活性ガラス粉末を加圧成形して成形体を製造する第１段階；前記成形体を６５０〜７４５℃で１次熱処理する第２段階；前記１次熱処理された成形体を２次熱処理時の収縮率を考慮して硬組織欠損部の形状に加工する第３段階；及び前記加工物を８５０〜１２００℃で２次熱処理する第４段階を含む、生体の硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法を提供する。
【００１４】
本発明の第２様態は、前記第１様態による方法で製造されて生体の硬組織欠損部の形状の一軸方向の長さを基準に５％以内の誤差範囲で製造された生体の硬組織欠損部代替用医用材料を提供する。
【００１５】
以下、本発明の構成を詳細に説明する。
【００１６】
既存の硬組織欠損部代替用医用材料としては、主にヒドロキシアパタイトを使用した。しかし、ヒドロキシアパタイトは低い圧縮強度により機械的な安定性を必要とする多様な部位に適用するのに難しいという欠点がある。
【００１７】
一方、生体活性ガラスは骨と直接にくっつく骨癒合特性を示す生体適合性素材として主にペースト状態で生体内に注入され、骨修復及び再生のための生体材料として使用されてきた。生体活性ガラスを高温焼成させる場合、結晶質に変更され高い圧縮強度を発揮することができる。しかし、一旦結晶質に変更されると高すぎる圧縮強度により、生体内硬組織の欠損部形状に合わせて所望の形状に自由に加工しにくくなる。これにより、加工時間及び費用が上昇するという欠点がある。また、生体活性ガラスはガラス転移温度（glass transition temperature；Tg）を経て液状化されるため熱衝撃による破損が起こることがある。
【００１８】
本発明では生体活性ガラス粉末を加圧成形した後、生体活性ガラスのガラス転移温度未満の比較的低温で１次熱処理した後、所望の形状に加工して生体活性ガラスのガラス転移温度より高い温度で２次熱処理することにより、既存の硬組織代替材として使用されるヒドロキシアパタイトが低い圧縮強度を有する欠点を克服し、かつ生体内硬組織の欠損部形状に合わせて所望の形状どおりにカスタム製造が可能であり、かつ熱衝撃を最小限にして骨癒合特性も発揮できる医用材料を製造しうることを発見した。また、本発明では生体活性ガラス粉末加圧成形体に対する１・２次熱処理条件の制御を介して熱処理時の成形体が等方に均一に収縮されるようにして、最終的に製造された硬組織欠損部代替用医用材料が生体内硬組織欠損部の形状の一軸方向の長さを基準に５％以内の誤差範囲でカスタム製造が可能であることを発見した。前述したように、本発明の硬組織欠損部代替用医用材料は骨と直接にくっつく高強度の生体活性結晶化ガラスからなり、機械的な安定性が要求される部位にも適用可能である。本発明はそれに基づく。
【００１９】
すなわち、本発明は生体活性ガラスの熱処理を介した生体活性結晶化ガラスのカスタム製造のため、比較的低い温度で１次熱処理を行った、一般加工機器で容易に加工するようにし、以後加工が完了された成形体を２次熱処理することにより、最終製品を製造することを特徴とする。
【００２０】
図１のように、本発明による生体の硬組織欠損部代替用医用材料の製造方法は、
生体活性ガラス粉末を加圧成形して成形体を製造する第１段階；
前記成形体を６５０〜７４５℃で１次熱処理する第２段階；
前記１次熱処理された成形体を２次熱処理時の収縮率を考慮して硬組織欠損部の形状に加工する第３段階；及び
前記加工物を８５０〜１２００℃で２次熱処理する第４段階を含む。
【００２１】
好ましくは、前記第４段階以後に前記２次熱処理した加工物を徐冷（slow cooling）させる第５段階をさらに含むことができる。
【００２２】
前記第1段階は、粉末状態の生体活性ガラスを加圧成形して成形体を製造する段階である。
【００２３】
本発明で使用される用語、「生体活性ガラス（bioactive glass）」とは、生体組織内に移植したとき、表面にヒドロキシアパタイトが生成されながら生体活性を示すガラス成分を意味することで、一般的に無機物で構成されるガラスを意味する。
【００２４】
前記生体活性ガラスは本発明で特に限定されることなく、この分野で公知されたものであれば何でも可能であり、代表的にＳｉＯ２‐ＣａＯ系生体活性ガラス、すなわち酸化カルシウム（ＣａＯ）及び酸化ケイ素（ＳｉＯ２）主成分として含む生体活性ガラスが使用可能である。本発明で、生体活性ガラスはＭｇＯ、Ｂ２Ｏ３、Ｐ２Ｏ５及びＣａＦ２の中で1種以上をさらに含むことができる。
【００２５】
具体的に、生体活性ガラスはＦＤＡ（Food and Drug Administration）で承認して商業的にＢｉｏｇｌａｓｓ（登録商標）の商標で市販される生体活性ガラスの基本組成物で様々な変化が可能である。前記Ｂｉｏｇｌａｓｓ（登録商標）組成物は４５Ｓ５として知られている。本発明の一実施様態で、生体活性ガラスは４０〜７０ｍｏｌ％ＳｉＯ２及び３０〜６０ｍｏｌ％ＣａＯを含んでもよい。本発明の他の実施様態で、生体活性ガラスは３５〜６５ｍｏｌ％ＳｉＯ２、１０〜５０ｍｏｌ％ＣａＯ及び１〜４０ｍｏｌ％のＭｇＯ、Ｂ２Ｏ３、Ｐ２Ｏ５及びＣａＦ２の中で１種以上を含んでもよい。生体活性ガラスの多様な組成物の例は次のようである。
【００２６】
４５Ｓ５：４６．１ｍｏｌ％ ＳｉＯ２、２６．９ｍｏｌ％ ＣａＯ、２４．４ｍｏｌ％ Ｎａ２Ｏ及び２．５ｍｏｌ％ Ｐ２Ｏ５。
【００２７】
５８Ｓ：６０ｍｏｌ％ ＳｉＯ２、３６ｍｏｌ％ ＣａＯ及び４ｍｏｌ％ Ｐ２Ｏ５。
【００２８】
７０Ｓ３０Ｃ：７０ｍｏｌ％ ＳｉＯ２及び３０ｍｏｌ％ ＣａＯ。
【００２９】
Ｓ５３Ｐ４：５３ｍｏｌ％ ＳｉＯ２、２３ｍｏｌ％ Ｎａ２Ｏ、２０ｍｏｌ％ ＣａＯ及び４ｍｏｌ％ Ｐ２Ｏ５。
【００３０】
本発明で、生体活性ガラス粉末の平均粒径は０．５〜５μｍであってもよい。具体的に、本発明で成形に適合した生体活性ガラス粉末の平均粒径は１．８μｍであり、最大５μｍに制限される。
【００３１】
本発明では生体活性ガラス粉末に分散剤をさらに混合して加圧成形することにより、成形体内の生体活性ガラス粉末が均一に分布させることができる。前記分散剤とはポリビニルアルコール（ＰＶＡ）、ポリビニルブチラール（ＰＶＢ）、ポリメチルメタクリレート（ＰＭＭＡ）、ポリエチレングリコール（ＰＥＧ）、メチルセルロース、ヒドロキシメチルセルロース、カルボキシメチルセルロースナトリウム、パラフィン、ワックスエマルジョン、マイクロクリスタリンワックス、エタノールなどを１種以上使用してもよい。
【００３２】
前記第１段階で加圧成形は冷間等方圧縮（cold isostatic pressing；CIP）を利用してもよい。
【００３３】
前記第１段階で得られた成形体はブロック形態、円柱形態などの多様な形態を有してもよい。
【００３４】
前記第２段階は、前記第１段階で得られた生形体を６５０〜７４５℃で１次熱処理して成形体を加工可能な水準の強度で緻密化させる段階である。
【００３５】
１次熱処理は生体活性ガラス成形体の加工が可能な水準の強度を具現しなければならない。６５０℃未満では、生形体の緻密化が進まないため加工後に容易に破損されうる。７５０℃以上の温度で熱処理する場合、成形体が急激に収縮されることで強度及び硬度が高くなり加工が不可能である。本発明では１次熱処理を７５０℃で行ってその後２次熱処理を行う場合、成形体の破損がひどく発生することを確認した。したがって、本発明では６５０〜７４５℃の温度範囲を１次熱処理温度範囲と設定した。この中で最も適切な温度は７００℃といえる。７００℃で１次熱処理する場合、成形体は５％内外に体積収縮され線形収縮率、すなわち一軸方向の長さ基準の収縮率は２％内外であった（図２）。
【００３６】
前記第３段階は、前記第２段階で１次熱処理された成形体を以後に行う２次熱処理時の収縮率を考慮して、硬組織欠損部形状に加工する段階である。
【００３７】
前記第３段階の加工のために、まず医療画像を獲得し前記の医療画像を基に欠損部モデリングを行うことができる。以後、前記欠損部モデリング結果に２次熱処理時の収縮率を適用して欠損部を再モデリングし、前記欠損部再モデリング結果を基に１次熱処理された成形体を加工した。
【００３８】
前記１次熱処理された成形体の加工は、生体の硬組織欠損部代替用医用材料の加工に通常に使用される方法、器具及び/または装置を用いてもよい。具体的に、多軸（Multi-axis）加工が可能なＣＮＣミリング機（Milling）または５軸加工機及び歯補綴物加工機などを用いてもよい。
【００３９】
前記第４段階は、前記第３段階で得られた加工物を８５０〜１２００℃で２次熱処理して焼結させることにより、高強度の生体活性結晶化ガラス質を形成させる段階である。
【００４０】
本発明では前述したように、６５０〜７５０℃で１次熱処理した後、加工して８５０〜１２００℃で２次熱処理する方式で熱処理条件を制御することにより２次熱処理時の収縮を等方収縮で制御することができる。すなわち、本発明による熱処理条件により最終的に医用材料の形状（サイズを含む）が決定される第４段階の２次熱処理時の収縮率がそれぞれ軸方向の長さ基準に５％以内の誤差範囲でほぼ同一に発生させるようにすることができる。
【００４１】
本発明で、２次熱処理時の収縮率は一軸方向の長さを基準に１５〜２５％、例えば、１６〜２０％、または１７〜１９％であってもよい。本発明で、２次熱処理時の体積収縮率は３０〜５５％、例えば４０〜５０％であってもよい。
【００４２】
本発明で、生体活性ガラスは前述したように主成分としてＳｉＯ２を含み、ガラス転移温度（Ｔｇ）が基本的に８００℃から大きく外れない。本発明ではこのようなガラス転移温度である８００℃で焼成条件に関係なく生体活性ガラス加工物の深刻な破損が発生したため、Ｔｇは熱処理温度から除いた。
【００４３】
本発明では適合した２次熱処理温度を確認するため７００℃以上の温度で焼結した後、圧縮強度を評価した。急激な収縮を現す７５０℃から３０００Ｎ以上の圧縮強度を示し、焼結温度が増加するほどその増加幅が急激になった。特に２次熱処理温度が１０００℃である場合は２５，０００Ｎ以上の圧縮強度を示し、高強度生体活性結晶化ガラスの機械的特性を発揮していることを確認した（図３）。したがって、本発明による１次熱処理、加工及び２次熱処理方式は、生体活性ガラスの固有物質特性を維持していることを確認し、これを具現するための最適の１次熱処理及び２次熱処理温度はそれぞれ７００℃と１，０００℃であることを確認した。
【００４４】
前記第５段階は、前記２次熱処理した加工物は徐冷（slow cooling）させて、最終的に生体の硬組織欠損部代替用医用材料を得る段階である。
【００４５】
１次熱処理された生体活性結晶化ガラスの２次熱処理は素材のＴｇを過ぎて急激に収縮されて緻密化される。ガラス素材の特性上Ｔｇを経て液状焼結が進み、該当温度範囲で熱衝撃が発生する場合、深刻な破損が引き起こる。したがって、２次熱処理（sintering）後に温度を徐々に下げて熱衝撃がないように徐冷（slow cooling）しなければならない。２次熱処理した後、徐冷速度が５℃/分である場合、成形体の破損が深刻に発生するため、それより遅い速度で徐冷しなければならない。したがって、第５段階で徐冷速度は５℃/分未満で制御することができる。具体的に、本発明では２℃/分で徐冷する時に焼結体の破損が発生しないことを確認した。
【００４６】
本発明では前述した方法を通じて、生体の硬組織欠損部の形状の一軸方向の長さを基準に５％以内の誤差範囲で製造された生体の硬組織欠損部代替用医用材料を製造することができる。
【００４７】
本発明による生体の硬組織欠損部代替用医用材料は８０００Ｎ以上、例えば、２５０００Ｎ以上、具体的に８０００〜３５０００Ｎの圧縮強度を示すことができる。
【００４８】
本発明による生体の硬組織欠損部代替用医用材料は、生体活性ガラスの固有の特性として骨癒合（bone fusion）特性を示すことができ、生体内に移植された時に効果的に生体の硬組織欠損部を代替することができる。
【００４９】
具体的に、本発明による医用材料は整形外科用人工骨、人工関節、口腔顎顔面骨、頭蓋骨または歯科用人工歯根であってもよい。例えば、本発明による医用材料は脊椎癒合術に活用可能なディスク状の人工骨または顔面再建術に用いられる人工骨であってもよい。
【００５０】
（実施例）
以下、本発明の理解のために好ましい実施例を提示する。しかし、下記実施例は本発明をより容易に理解するために提供されるものであり、実施例により本発明の内容が限定されるものではない。
【００５１】
実施例１：１次熱処理に対する収縮率調査
【００５２】
４６．１ｍｏｌ％ ＳｉＯ２、２６．９ｍｏｌ％ ＣａＯ、２４．４ｍｏｌ％ Ｎａ２Ｏ及び２．５ｍｏｌ％ Ｐ２Ｏ５組成の生体活性ガラス粉末（平均粒径：１．８μｍ）を冷間等方圧縮（cold isostatic pressing；CIP）法で等方圧縮させてブロック形態の成形体を製造した。
【００５３】
前記製造された成形体をそれぞれ６００℃、７００℃及び７５０℃で１次熱処理してそれぞれの１次熱処理温度に対する各辺の収縮率を調査した。
【００５４】
その結果として代表的に７００℃及び７５０℃での１次熱処理による結果を図２に示した。
【００５５】
まず、６５０℃未満の温度条件である６００℃では成形体の緻密化が進まないため、加工後に容易に破損されることを示した。
【００５６】
図２により、７５０℃で熱処理した場合、生体活性結晶化ガラスの成形体が急激に収縮されることを確認することができ、これを通じて成形体の強度及び硬度が高くなって加工が不可能であることが分かった。その反面、７００℃で熱処理した場合、成形体が５％内外で体積収縮され線形収縮率は２％水準であることを確認した。
【００５７】
実施例２：２次熱処理温度条件の設定及び２次熱処理温度に対する収縮率調査
【００５８】
前記実施例１で製造したブロック形態の成形体を７００℃で１次熱処理した後、適合した２次熱処理温度を確認するために７００℃以上の温度で焼結した後、圧縮強度を評価した。
【００５９】
その結果を図３に示した。
【００６０】
図３で示したように、急激な収縮を現す７５０℃から３０００Ｎ以上の圧縮強度を現し、焼結温度が増加するほどその増加幅が急激になった。特に２次熱処理温度が１０００℃である場合は、２５，０００Ｎ以上の圧縮強度を示して既存の高強度生体活性結晶化ガラスの機械的特性を維持していることを確認した。したがって、本発明で提示される１次熱処理、加工及び２次熱処理の順序の工程は既存の生体活性ガラス物質固有の特性を維持することを確認して、これを具現するための最適の１次熱処理及び２次熱処理温度はそれぞれ７００℃と１，０００℃であることが分かった。
【００６１】
前記で確認された最適の１次熱処理及び２次熱処理温度条件、すなわち７００℃で１次熱処理の後、１，０００℃で２次熱処理する場合の各辺の収縮率を調査した。
【００６２】
その結果を下記表１に示した。
【表１】
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【００６３】
前記表１で示したように、７００℃で１次熱処理後に１，０００℃で２次熱処理する場合、縦、横、高さ方向に均一に収縮されて約１８％の収縮率を示すことを確認した。最終的に１次熱処理した成形体対比２次熱処理した成形体の体積は４５％収縮した。
【００６４】
実施例３：本発明の方法を用いたディスク状の医用材料の製造
【００６５】
生体活性結晶化ガラス、すなわち生体活性ガラス粉末の加圧成形体に対する１次熱処理、加工及び２次熱処理方式を活用してカスタム製品を製造する場合、各軸の収縮率を適用してデザインしなければならない。
【００６６】
本実施例では前記実施例２で確認されたとおりに１８％の各辺収縮率を適用して脊椎癒合術に活用可能なディスク状の医用材料を製造した結果、予測したデザインと同様に製造されたことを確認した。
【００６７】
具体的に、前記実施例１で製造したブロック形態の成形体を７００℃で１次熱処理して成形体を得た後、図４のように脊椎とディスク状のモデリング結果を解釈してディスク状を抽出した後、該当デザインに収縮率１８％を各辺に適用して再デザインした後、前記１次熱処理成形体を加工した。１，０００℃で２次熱処理した後に２℃/分で徐冷させて得られた最終完了されたディスク状の焼結体（図４）は予測したデザインと５％以内の偏差を示した（表２）。また、上/下部の脊椎体を３Ｄプリンティングしたモデルとあわせて見るとサイズ及び曲率が正確に合って、カスタム製造が可能であることを確認した。
【表２】
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【００６８】
実施例４：本発明の方法を用いた脊椎形態の医用材料の製造
【００６９】
前記実施例３で記述した本発明の方法を活用して製造した時にディスク状形の他にも複雑な脊椎形状を効果的に具現できることを確認した。
【００７０】
具体的に、前記実施例１で製造したブロック形態の成形体を７００℃で１次熱処理して成形体を得た後、図５のように脊椎形状デザインに合わせて加工した成型体と２次熱処理した後に製品を比較するとき、等方で均一に収縮されることを確認した（図６）。また部分的に脊椎形状を３Ｄプリンティングした試作品と合わせてみたとき正確に合って形状に対する具現効果に優れた製造工程であることを確認した（図６）。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【国際調査報告】
2018533995.tif 000011
2018533995.tif 000012
2018533995.tif 000013
2018533995.tif 000014