专利名称：填充结构的制造方法
技术领域：
本发明涉及一种填充结构的制造方法，特别是具有不同的致密度的填充结构的制造方法。
背景技术：
一般而言，在完成拔牙手术后的治疗过程中，以牙根周围组织的修复与再生特别重要，因为如果没有妥善地进行修复处理，而在手术拔牙后放任伤口自然愈合，则一年内缺牙的齿槽骨高度与宽度可能会萎缩达40% -60%。造成萎缩的原因，主要是因为位于下方的齿槽骨的再生修复速度，较位于上方牙龈的再生修复速度来的缓慢，造成上方的牙龈除了横向生长外，还会沿着缺牙的齿槽向下扩张，进而造成齿槽骨高度与宽度的萎缩。此外，因为原来牙齿列排列的很紧密，所以缺牙的齿槽往往会受到侧向挤压的力量，而改变原来牙齿排列的平衡。比如缺牙齿的下颌，使后侧邻牙向前倾倒，造成日后装设假牙或进行人工植牙的困难。更者，由于缺牙的齿槽骨高度与宽度已大幅萎缩，在植牙前可能还需要先进行手术，切除多余的牙龈，以提供植牙所需的高度与宽度。目前针对拔牙后所进行的修补，是使用人造物填入缺牙的齿槽中。比如使用骨质增生胶原蛋白(collagen sponge)作为人造填充物，并搭配手术填入缺牙的齿槽中，以减少齿槽骨高度与宽度的萎缩。不过此法的缺点是齿槽骨高度与宽度仍会有些许萎缩，其原因在于人造物并无阻隔的作用，仍旧无法隔绝位于上方的牙龈向下生长，而在维持一个提供细胞生长的空间，因此齿槽骨高度与宽度仍有可能萎缩。现有技术中的另一种方式，是在牙龈以及齿槽骨的交界处放置一牙周再生膜，以便在齿槽中隔绝出一空间，提供牙周组织再生。不过此种方式由于是完全依靠齿槽骨的自我修复与再生，并无借助其他的药物治疗，因此其修复所需要的时间较长。另外现有的另一种人造物1为包含以胶质海绵体10所构成的生医材料。请参照图1，为一现有的人造物示意图，人造物1为由一个胶质海绵体10和一薄膜11组成，其中薄膜11是用化学交联剂(chemical cross-linker)粘接于胶质海绵体10的一端。不过此种方式的缺点在于，由于胶质海绵体10和薄膜11、粘着剂其材料性质不同；胶质海绵体10和薄膜11两者的接触面积以及其表面的平坦度等差异，因此界面的粘接会产生许多问题，比如粘接不易，以至于在粘着的界面处发生松脱的问题；所施加的化学交联剂(chemical cross-linker)可能会太多或太少，不易掌控，造成化学交联剂(chemical cross-linker)浪费或是有粘接不牢的问题。因此，如何能够改善目前人造物的制造问题，是相关业者致力解决的目标。
发明内容
本发明的目的是提供填充结构的制造方法，特别是具有不同的致密度的填充结构的制造方法。本发明的另一个目的是提供可取代现有用于组织修复的填充结构的制造方法。
本发明的另一个目的是提供解决缺牙后牙周组织缺损问题的填充结构的制造方法。本发明的另一个目的是提供应用于骨科的填充结构的制造方法。本发明的另一个目的是提供较快速且较方便的填充结构的制造方法。为达到上述目的，本发明提供了一种填充结构的制造方法，包含下列步骤提供一模具，该模具包含一母模与一公模；注入一生医材料(生物医学材料)于所述母模中，使所述生医材料上表面高于所述母模的上表面；压合所述母模与所述公模，借此对所述生医材料的上表面进行挤压，使所述生医材料上侧部分的密度大于下侧部分的密度；干燥所述生医材料；且由该母模中取出所述生医材料。在本发明提供的制造方法中，优选地，在注入所述生医材料于所述母模中的步骤后，该制造方法还包括添加一化学性交联剂于所述生医材料上表面的步骤。在本发明提供的制造方法中，优选地，在加入所述化学性交联剂的步骤后，该制造方法还包括一静置所述生医材料的步骤，使其产生化学性交联，化学交联反应时间30分钟 6小时。在本发明提供的制造方法中，优选地，所述公模为一板块，所述板块上具有多个空隙孔洞，在进行干燥所述生医材料的步骤过程中，借由所述公模板块的所述多个空隙孔洞来加速干燥过程。在本发明提供的制造方法中，优选地，所述公模的温度范围为70 150°C，以使所述生医材料产生热交联。在本发明提供的制造方法中，优选地，当所述公模的温度范围70 150°C时，加热时间为30分钟 6小时。在本发明提供的制造方法中，优选地，所述母模由一母模外层与一母模内层所构成；在进行干燥所述生医材料的步骤之前，包含取出所述母模外层的步骤。在本发明提供的制造方法中，优选地，所述母模内层具有多个空隙孔洞，在进行干燥所述生医材料的步骤过程中，是借由所述母模内层的所述多个孔洞来加速干燥过程。在本发明提供的制造方法中，优选地，所述压合所述母模与所述公模，借此对所述生医材料的上表面进行挤压的步骤，是挤压所述生医材料至所述生医材料的下侧部分的孔隙度(孔隙率)介于50% 99%，而所述生医材料上侧部分的孔隙度介于0. 30%。在本发明提供的制造方法中，优选地，干燥所述生医材料的步骤，是干燥所述生医材料至所述生医材料的下侧部分的孔隙度(孔隙率)介于50% 99%，而所述生医材料上侧部分的孔隙度介于0. 30%。在本发明提供的制造方法中，优选地，在由所述母模取出所述生医材料的步骤，是直到所述生医材料下侧部分具有多个孔洞，每一该孔洞直径介于50 300 μ m，而所述生医材料上侧部分具有多个孔洞，每一所述孔洞直径小于30 μ m,才从所述母模取出所述生医材料。本发明提供的填充结构制造方法，包含提供一模具，模具包含一母模与一公模；注
4入一生医材料于母模中，使生医材料上表面高于母模的上表面；压合母模与公模，借此对生医材料的上表面进行挤压，使生医材料上侧部分的密度大于下侧部分的密度；干燥生医材料；且由母模中取出生医材料。根据本发明提供的填充结构的制造方法，本发明的一项优点为可提供具有不同的致密度的填充结构，可解决不同性质材料界面粘接的问题、解决使用化学交联剂(chemical cross-linker)而衍生的各种问题，并且可以用较方便的方式制造。本发明提供了一种具有不同的致密度的填充结构的制造方法，所述的填充结构可取代现有用于组织修复，解决缺牙问题或是骨科补缀物的问题。也就是说填充结构的用途与制备并不以齿科为限，也可应用于其他科别，比如骨科。以骨科为例，骨头又可分为外部皮质骨与内部海绵骨，皆可依据需要以所制得的填充结构填入辅助治疗。关于本发明所述的填充结构的制造方法，可以借由以下发明详述及所附图示，得到进一步的了解。
以下附图仅旨在于对本发明做示意性说明和解释，并不限定本发明的范围。其中图1为现有的填充结构示意图；2d为本发明填充结构的制造方法流程图；图3a和图北为本发明另一实施例的母模的结构示意图。主要元件标号说明人造物1 ；胶质海绵体10 ；薄膜11 ；填充结构2 ；模具20 ；母模201 ；公模202 ；生医材料21 ；上侧部分211 ；下侧部分212 ；母模30 ；母模内层301 ；母模外层302。
具体实施例方式为了对本发明的技术特征、目的和效果有更加清楚的理解，现对照
本发明的具体实施方式
。请参照图2a_图2d，这些图显示本发明第一实施例中，填充结构2的制作方法。其制作方法包含步骤Sl提供一模具20，其中模具20包含一母模201与一公模202。接着，进行步骤S2，注入一生医材料21于母模201中。再进行步骤S3，压合母模201与公模202， 借此对生医材料21的上表面进行挤压，使生医材料21上侧部分211的密度大于下侧部分 212的密度。之后进行步骤S4，干燥生医材料21。最后进行步骤S5，由母模201中取出生医材料21。请参阅图加与图2b，其显示了本发明步骤Sl至S2的过程。首先提供模具20，然后图2b显示注入生医材料21于母模201中的步骤S2，其中生医材料21上表面高于母模 201的上表面，也就是说所加入的生医材料21是比原先所制造成的成品更多一点的多孔性生医材料21。并且，在一实施例中，会先略微干燥母模201内的生医材料21，使母模201内的生医材料21具有海绵状的雏形，再进行步骤S3。其中，生医材料21的材料为具有多孔性的生医材料，来源包括胶原蛋白 (collagen)、明胶(gelatin)、玻尿酸(hyaluronic acid, HA)、几丁聚醣(chitosan)、几丁质(chitin)、聚栽酸(poly glutamic acid, PGA)、氧氧基憐灰石(hydroxyapatite, HAP)、 磷酸三钙(tricalcium phosphate, TCP)、生医玻璃(bioglass)。其中，当使用于齿槽骨填充结构制备时，生医材料21其较佳实施例为选用胶原蛋白(collagen)、明胶(gelatin) 等。另外，当使用于骨科材料制备时，生医材料21较佳实施例为选用氢氧基磷灰石 (hydroxyapatite,HAP)、磷酸三钙(tricalcium phosphate,TCP)、生医玻璃(bioglass)、玻尿酸(hyaluronic acid, HA)等。在步骤S2之后，且进行步骤S3之前，还可包括添加一化学性交联剂(chemical cross-linker)于生医材料21上表面的步骤S21，如图2b所示。其中，化学性交联剂 (chemical cross-linker)可选自 1 二IS (glutaraldehyde)、碳二亚月安(carbodiimide) > 氨基硅烷(aminosilane)、绿桅子素(genipin)、六甲烯基二异氰酸盐(hexamethylene diisocyanate，HMDI)、甲酸(formaldehyde)、酰叠氮(acyl azide)。当然，其也可使用其他等效的化学性交联剂(chemicalcross-1 inker)，来达到化学交联的目的。在一较佳实施例中，使用的化学性交联剂(chemical cross-linker)可选择戊二醛，并且，戊二醛的最佳使用浓度约为体积百分比0. 001% 3. 000%。而在另一较佳实施例中，使用的化学性交联剂 (chemical cross-linker)可选择1_(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺盐酸盐(l_eth yl-3-(3-dimethylaminopropyl) -carbodiimide hydrochloride,EDC)(碳二亚胺的一禾中化合物)，并且EDC的最佳使用浓度约为容积摩尔浓度1 300mM。举例来说，当化学性交联剂(chemical cross-linker)使用于交联胶原蛋白或其他的生物分子时，较佳实施例依其应用范围的机械强度的不同而可选用戊二醛 (glutaraldehyde)、碳二亚胺(carbodiimide)、绿桅子素(genipin)等。倘若欲交联的生医材料为氢氧基磷灰石(hydroxyapatite，HAP)、磷酸三钙(tricalcium phosphate，TCP)、 生医玻璃(bioglass)或其他生医材料时，其化学交联剂(chemical cross-linker)的较佳实施例为胺基硅烷(aminosilane)、六甲烯基二异氰酸盐(hexamethylene diisocyanate， HMDI)、绿桅子素(genipin)等。其中，在进行步骤S21之后，且进行步骤S3之前，还包括静置生医材料21的步骤 S22，借此使生医材料21产生化学性交联，其中反应的时间为30分钟 M小时；并且，较佳实施反应时间为30分钟 6小时。请参照图2b与图2c，其显示了本发明的制备方法的步骤S2至S3的过程。在本发明一实施例中，当压合母模201与公模202，借此对生医材料21的上表面进行挤压的步骤 S3时，会持续挤压至生医材料21的上侧部分211的孔隙度介于0. 30%，而生医材料 21的下侧部分212的孔隙度介于50% 99%。当然，压合母模201与公模202，借此对生医材料21的上表面进行挤压的步骤S3， 公模202可以选择为一板块，而母模201此时为一凹槽，压合母模201与公模202来对生医材料21的上表面进行挤压，如图2c所示。当然，母模201与公模202可根据填充结构形状而有其他的设计，并不以上述所提到的实施例为限。其中，公模202的温度可控制在70°C 150°C，借此可使受到挤压的生医材料21 上表面产生热交联。当公模202的温度范围为70°C 150°C时，所需加热时间约为30分钟 M小时；其中，较佳实施反应时间为30分钟 6小时。公模202除了可以选择为一板块外，其板块上还可具有多个细微的空隙孔洞，每一孔洞大小约为100 μ m 2mm，以使公模202、母模201在压合后，生医材料21能快速干燥。另外，请参照图3a和图3b，显示了本案另一实施例，此实施例是为了加速公模 202、母模30压合完毕之后，生医材料21能较快速干燥，针对母模30所做的特殊设计。其中，母模30以双层结构方式所构成，意即母模30由一母模内层301与一母模外层302所构成，且母模内层301置于母模外层302中，也就是说母模外层302尺寸略大于母模内层301， 母模内层301与母模外层302可套合为一，所构成的母模30为圆筒状。其中母模内层301 具有多个空隙孔洞，母模外层302无孔洞。母模内层301上的每一孔洞大小约为100 μ m 2mm。在本实施例中，母模内层301表面具有多个孔洞，目的在希望减少生医材料干燥所需时间；母模外层302则为防止注入母模30的生医材料溶液在未形成海绵状体前经由母模内层301流失掉。经过步骤S3挤压后的生医材料21，其上侧部分211的密度会大于下侧部分212的密度，从而得到不同致密度的生医材料21，此时生医材料21为多孔性生医材料21，如图2c 所示。在一实施例中，生医材料21为多孔性材料，其上侧部分211为致密层，其中每一孔洞直径小于30 μ m，孔隙度介于0. 30% ；生医材料21下侧部分212具有多个孔洞，每一孔洞直径大于50 μ m，较佳实施例为介于50 300 μ m，孔隙度介于50% 99%。在一实施例中，压合母模201与公模202，借此对生医材料21的上表面进行挤压的步骤S3中，是挤压生医材料21至生医材料21的下侧部分212的孔隙度介于50% 99%，而生医材料21上侧部分211的孔隙度介于0. 30%，才完成步骤S3。之后，在步骤S4干燥生医材料21中，是以冷冻干燥、真空干燥以及热风干燥等的方式干燥生医材料21。而在一较佳实施例中，使用的干燥方式为冷冻干燥。其中，在一实施例中，在步骤S4干燥生医材料21中，是干燥生医材料21至生医材料21下侧部分212的孔隙度介于50 % 99 %，而生医材料21上侧部分211的孔隙度介于0. 1 % 30 %，才完成步骤S4。随后，在步骤S5由母模201取出生医材料21的步骤，是直到生医材料21下侧部分具有多个孔洞，每一孔洞直径介于50 300 μ m，而生医材料21上侧部分具有多个孔洞， 每一孔洞直径小于30 μ m，才从母模201取出生医材料21。如图2d所示，其显示了最后取出来的填充结构2具有不同的致密度，其中上侧部分211的密度会大于下侧部分212的密度。另外，针对本案母模30以双层结构方式所构成，填充结构2较详细的制造方法，包括先将生医材料21溶液注入母模30中，并将其干燥数小时至数天，使生医材料21的海绵状结构已有雏形。接着，利用先前所提的公模202、母模30压合来于生医材料的上表面制造一致密层。压合完毕之后，于进行生医材料干燥的步骤之前，将公模202、母模30倒立放置， 并将母模外层302取出，保留母模内层301，借由母模内层301的多个孔洞来加速材料干燥过程；其中将公模202、母模30倒立放置的步骤并非必要，也就是说公模202、母模30并非一定需要倒立放置。此实施例可有效减少生医材料21在进行干燥步骤所需的时间。当然， 上述所述的方法仅为生医材料21干燥的一实施例，最终生医材料21干燥的方法并不以此为限。综上所述，本发明的制作方法可包含步骤Si、S2、S3、S4、S5 ；另外，也可以下述步骤进行，包含步骤 Si、S2、S21、S22、S3、S4、S5。
此外，在上述两种制作方法中，针对步骤S3，可以用控制公模202温度而有2种不同的工艺选择。也就是说公模202的温度控制可为室温或是70°C 150°C之间，其中当温度控制在70。C 150°C之间时，生医材料21可产生热交联。并且，也可搭配使用母模201 或是以双层结构方式所构成的母模30来进行制作填充结构2。综上所述，本发明提供的制造方法较具体的制造流程主要可分为(一)单纯挤压，其步骤为Si、S2、S3、S4、S5，其中步骤S3中，公模202温度为室(二)化学交联方式与挤压合并使用，其步骤为31、52、521、522、53、54、55，其中步骤S3中，公模202温度为室温。(三)热交联方式与挤压合并使用，其步骤为Si、S2、S3、S4、S5，其中步骤S3中， 公模202温度控制在70°C 150°C。(四)化学交联方式与热交联方式以及挤压合并使用，其步骤为S1、S2、S21、S22、 S3、S4、S5，其中步骤S3中，公模202温度控制在70°C 150°C。当然，上述四种制作方法都可选择使用母模201或是以双层结构方式所构成的母模30来进行制作填充结构2。本发明所提供的填充结构的制造方法优点包括可以用较简单的方式制造出具有不同孔洞大小的填充结构、可提供具有不同的致密度的填充结构；解决不同材料性质界面粘接的问题解决使用化学交联剂(chemicalcross-linker)而衍生的问题以及材料来源单一，工艺较为简便，因此在制作填充结构上较快速且较方便。以上所述仅为本发明示意性的具体实施方式
，并非用以限定本发明的范围。任何本领域的技术人员，在不脱离本发明的构思和原则的前提下所作的等同变化与修改，均应属于本发明保护的范围。
权利要求
1.一种填充结构的制造方法，包含下列步骤提供一模具，该模具包含一母模与一公模；注入一生医材料于所述母模中，使所述生医材料上表面高于所述母模的上表面；压合所述母模与所述公模，借此对所述生医材料的上表面进行挤压，使所述生医材料上侧部分的密度大于下侧部分的密度；干燥所述生医材料；且由该母模中取出所述生医材料。
2.如权利要求1所述的制造方法，其中，在注入所述生医材料于所述母模中的步骤后， 该制造方法还包括添加一化学性交联剂于所述生医材料上表面的步骤。
3.如权利要求2所述的制造方法，其中，在加入所述化学性交联剂的步骤后，该制造方法还包括一静置所述生医材料的步骤，使其产生化学性交联，化学交联反应时间30分钟 6小时。
4.如权利要求1所述的制造方法，其中，所述公模为一板块，所述板块上具有多个空隙孔洞，在进行干燥所述生医材料的步骤过程中，借由所述公模板块的所述多个空隙孔洞来加速干燥过程。
5.如权利要求1所述的制造方法，其中，所述公模的温度范围为70 150°C，以使所述生医材料产生热交联。
6.如权利要求5所述的制造方法，其中，当所述公模的温度范围70 150°C时，加热时间为30分钟 6小时。
7.如权利要求1所述的制造方法，其中，所述母模由一母模外层与一母模内层所构成； 在进行干燥所述生医材料的步骤之前，包含取出所述母模外层的步骤。
8.如权利要求7所述的制造方法，其中，所述母模内层具有多个空隙孔洞，在进行干燥所述生医材料的步骤过程中，是借由所述母模内层的所述多个孔洞来加速干燥过程。
9.如权利要求1所述的制造方法，其中，所述压合所述母模与所述公模，借此对所述生医材料的上表面进行挤压的步骤，是挤压所述生医材料至所述生医材料的下侧部分的孔隙度介于50% 99%，而所述生医材料上侧部分的孔隙度介于0. 30%。
10.如权利要求1所述的制造方法，其中，干燥所述生医材料的步骤，是干燥所述生医材料至所述生医材料的下侧部分的孔隙度介于50% 99%，而所述生医材料上侧部分的孔隙度介于0. 30%。
11.如权利要求1所述的制造方法，其中，在由所述母模取出所述生医材料的步骤，是直到所述生医材料下侧部分具有多个孔洞，每一该孔洞直径介于50 300 μ m，而所述生医材料上侧部分具有多个孔洞，每一所述孔洞直径小于30 μ m,才从所述母模取出所述生医材料。
全文摘要
本发明涉及一种填充结构的制造方法，该方法包含提供模具，模具包含母模与公模；注入生医材料于母模中，使生医材料上表面高于母模的上表面；压合母模与公模，借此对生医材料的上表面进行挤压，使生医材料上侧部分的密度大于下侧部分的密度；干燥生医材料；且由母模中取出生医材料。本发明提供的填充结构的制造方法可以用较简单的方式制造出具有不同孔洞大小、不同的致密度的填充结构，工艺较为简便，在制造填充结构上较快速且较方便。
文档编号B29C43/58GK102233636SQ20101017465
公开日2011年11月9日 申请日期2010年5月6日 优先权日2010年5月6日
发明者张毓忠, 林尚明, 林峰辉, 林建成, 赖弘基 申请人:柏登生医股份有限公司