KR102262031B1

KR102262031B1 - 인공근육 및 이의 제조방법.

Info

Publication number: KR102262031B1
Application number: KR1020190176447A
Authority: KR
Inventors: 김선정; 심현준
Original assignee: 한양대학교 산학협력단
Priority date: 2019-12-27
Filing date: 2019-12-27
Publication date: 2021-06-07

Abstract

섬유를 꼬아서, 섬유에 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖게 하는 단계, 상기 꼬인 섬유 표면에 하이드로겔을 코팅하는 단계 및 상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 수용액에 침지시키는 단계를 포함하는 나선형인 인공근육 제조방법을 제공한다.

Description

인공근육 및 이의 제조방법.{Artificial muscle and manufacturing method for the same}

본 발명은 인공근육에 관한 것으로, 구체적으로 나선형인 인공근육 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

섬유형 인공 근육은 다양한 방향으로 움직일 수 있기 때문에 다양한 움직임을 만들어 내는 장점이 있다. 따라서 인공 근육은 현재 인간형 로봇, 인공 팔다리, 안락 조절 직물에 대한 외골격 및 미세 유체 시스템을 위한 소형 액추에이터와 같은 다양한 분야에서 사용될 수 있다. 그러나 인공 근육으로 사용하려면 인장 특성의 향상이 필요한다.

종래기술로써 한국공개특허 제10-2017-0090814호에서는 중첩된 복수 개의 탄소나노튜브 시트 및 상기 탄소나토튜브 시트 표면에 침윤된 하이드로겔을 포함하는 인공근육으로서, 상기 인공근육은 상기 하이드로겔이 침윤된 탄소나노튜브 시트를 꼬아서 제조한 섬유 형태이며, 상기 하이드로겔은 글루코스와의 반응을 통해 가역적인 체적변화를 일으키는 것을 특징으로 하는 글루코스 반응성 하이드로겔 기반의 인공근육이 개시되어 있다. 그러나, 상기 종래기술은 인공근육의 길이방향의 팽창, 수축 운동보다는 회전방향의 운동을 위한 기술이다.

본 발명에서 해결하고자 하는 과제는 길이 방향의 팽창 또는 수축이 가능한 나선형의 인공근육을 제공하는 것이다.

본 발명에서 해결하고자 하는 또 다른 과제는 인공근육 제조방법 전체 단계에서 고온으로 가열하는 공정을 포함하지 않는 제조방법을 제공하는 것이다.

상기 과제를 이루기 위하여 본 발명의 일 측면은 인공근육 제조방법을 제공한다. 상기 인공근육 제조방법은 섬유를 꼬아서, 섬유에 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖게 하는 단계, 상기 꼬인 섬유 표면에 하이드로겔을 코팅하는 단계 및 상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 물 또는 수용액에 침지시키는 단계;를 포함하는 나선형인 인공근육 제조방법이다.

또한, 상기 하이드로겔은 폴리머이고, 상기 폴리머의 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비하는 폴리머를 포함할 수 있다.

또한, 상기 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기는 말단이 보론산일 수 있다.

또한, 상기 섬유는 소수성일 수 있다.

또한, 상기 섬유는 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 할 수 있다.

또한, 상기 섬유는 나일론, 케블라, 폴리에스테르 및 폴리비닐리덴플로라이드일 수 있다.

또한, 상기 인공근육 제조방법의 전체 단계는 -10℃ 내지 45℃의 온도에서 수행될 수 있다.

본 발명의 다른 측면은 인공근육을 제공한다. 상기 인공근육은 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖는 꼬인 섬유 및 상기 섬유 표면에 하이드로겔이 코팅된 코팅층을 포함하는 나선형인 인공근육이다.

또한, 상기 하이드로겔은 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비하는 폴리머를 포함할 수 있다.

또한, 상기 섬유는 소수성일 수 있다.

본 발명의 기술적 효과들은 이상에서 언급한 것들로 제한되지 않으며, 언급되지 않은 또 다른 기술적 효과들은 아래의 기재로부터 당업자에게 명확하게 이해될 수 있을 것이다.

본 발명의 인공근육은 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖는 섬유 및 상기 섬유 표면에 하이드로겔이 코팅된 코팅층을 포함하는 나선형인 인공근육으로 인장변형될 수 있다.

또한 본 발명의 인공근육 제조방법은 고온의 열처리 공정을 포함하지 않아 인공근육에서 하이드로겔의 기능을 보존할 수 있다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 제조방법을 나타내는 개념도이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 인장 작동 메커니즘의 개략도이다.
도 3a는 글루코스가 인공근육에 결합하는 경우의 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코스 센서의 작동을 나타내는 개념도이다.
도 3b는 글루코스가 인공근육으로부터 해리되는 경우의 본 발명의 일 실시예에 따른 글루코스 센서의 작동을 나타내는 개념도이다.
도 4a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 사진 이미지이다.
도 4b는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 표면의 주사전자현미경 이미지이다.
도 4c는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 단면의 주사전자현미경 이미지이다.
도 4d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 제조에 사용되는 하이드로겔의 FT-IR 측정 결과를 나타내는 데이터이다.
도 4e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 변형률에 따른 응력을 나타내는 데이터이다.
도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 구조에 대한 계수를 구하기 위한 개념도이다.
도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 나일론 섬유 코어의 비틀림 사이의 관계를 나타내는 데이터이다.
도 5c는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 나일론 섬유 코어의 직경 사이의 관계를 나타내는 데이터이다.
도 5d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 꼬인 수에 따른 정규화된 권선수를 나타내는 데이터이다.
도 5e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 직경에 따른 정규화된 권선수를 나타내는 데이터이다.
도 5g는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 하이드로겔의 직경에 따른 페닐 보론산계 하이드로겔의 가역적 팽창률 변화를 나타내는 데이터이다.
도 5f는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 하이드로 겔 피복의 직경 사이의 관계를 나타내는 데이터이다.
도 6a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도의 변화에 따른 글루코스에 반응하는 가역적인 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.
도 6b는 인공근육의 글루코스 농도가 0 M에서 1 M으로 증가했을 때 나선구조가 아닌 섬유의 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.
도 6c는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 꼬인 수 300회, 600회 및 1400회에 대한 시간에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.
도 6d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 1.45, 1.85 및 2.4인 경우에 대한 시간에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.
도 6e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 응력에 따른 인장 스트로크와 수축성 작업 밀도의 관계를 나타내는 데이터이다.
도 7a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 페닐보론산계 하이드로겔의 가역적 팽창률 변화를 나타내는 데이터이다.
도 7b는 본 발명의 일 실시예에 따른 0 M 및 1 M 글루코스 농도를 갖는 인공근육의 변형률에 따른 응력을 나타내는 데이터이다.
도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.

이하, 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위하여 본 발명에 따른 바람직한 실시예를 첨부된 도면을 참조하여 보다 상세하게 설명한다. 그러나, 본 발명은 여기서 설명되어지는 실시예에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 명세서 전체에 걸쳐서 동일한 참조번호들은 동일한 구성요소들을 나타낸다.

본 명세서에서, 어떤 층이 다른 층 "상"에 위치한다고 함은 이들 층들이 직접적으로 접해있는 것 뿐 아니라 이들 층들 사이에 또 다른 층(들)이 위치하는 것을 의미한다.

본 발명의 일 측면은 인공근육 제조방법을 제공한다. 상기 인공근육 제조방법은 섬유를 꼬아서, 섬유가 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖게 하는 단계, 상기 꼬인 섬유 표면에 하이드로겔을 코팅하는 단계 및 상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 물 또는 수용액에 침지시키는 단계를 포함하는 나선형인 인공근육 제조방법이다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 제조방법을 나타내는 개념도이다.

도 1을 참조하면, 섬유(10)를 꼬은(twist) 후 상기 꼬인 섬유(10)에 하이드로겔(20)을 코팅한 후 물 또는 물을 함유하는 용액 즉, 수용액에 침지시키면 나선형인 인공근육이 형성될 수 있다. 상기 수용액은 PBS(Phosphate-buffered saline) 용액일 수 있다.

상기 섬유를 꼬는 단계는 섬유(10)의 양단을 잡고 서로에 대해 방향을 비틀거나, 일단을 고정하고 다른 일단을 비트는 것을 말한다. 상기 꼬인 섬유는 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력(11, untwisting force)을 갖게 되어, 비트는 양단 또는 일단의 비틈을 중지하고 양단을 놓는 경우 비틀리기 전의 상태로 되돌아갈 수 있다. 이 때, 꼬아진 섬유가 나선형 또는 코일이 아닌 비틀린 형태에 있을 수 있도록 꼬는 횟수를 적절히 조절할 수 있다. 일 예로서, 꼬는 횟수는 약 100 내지 4000 회전일 수 있다.

상기 섬유는 탄성을 갖는 섬유로, 나일론, 케블라, 폴리에스테르 및 폴리비닐리덴플로라이드일 수 있다. 또한, 상기 섬유는 소수성일 수 있다. 소수성의 섬유 표면에 하이드로겔(20)을 코팅하기 때문에 물 또는 수용액에 침지시켜 하이드로겔(20)을 침윤(swelling)시키는 과정에서 중심부에 위치한 섬유가 물과 접촉하여도 섬유는 물을 흡수하지 않아 인공근육의 나선형의 형상을 유지할 수 있다.

상기 섬유은 한 가닥 이상일 수 있다. 한 가닥 이상의 섬유를 꼬으는 경우에도 꼬임 방향과 반대 방향으로 비틀림력이 발생할 수 있다. 또한 한 가닥 이상의 꼬인 섬유를 하이드로겔로 코팅하여도 섬유 사이로 침윤되는 하이드로겔의 양 대비 꼬인 섬유 외부에 코팅되는 하이드로겔의 양이 많아 복수 가닥의 꼬인 섬유 외부에 코팅된 하이드로겔의 두께가 복수 가닥의 꼬인 섬유 내부에 침윤된 하이드로겔의 두께보다 두꺼워진다. 따라서 복수 가닥의 꼬인 섬유를 하이드로겔로 코팅한 인공근육은 후술할 글루코스와 가역적 반응을 통한 가역적 부피변화를 일으키는 경우 회전방향의 회전력보다 길이방향의 인장력이 커지게 될 수 있다.

또한, 상기 섬유와 상기 하이드로겔은 이들 둘 사이의 계면에서 상호인력을 가질 수 있다. 일 예로서, 상기 섬유는 수소결합 가능한 작용기를 가질 수 있다. 이에 따라, 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 할 수 있다. 구체적으로, 상기 섬유의 예시로서 기재된 나일론, 케블라에서는 아미드 결합(-CONH-) 부분이, 폴리비닐리덴플로라이드에서는 불소기(-F) 부분이, 폴리에스테르에서는 에스테르 결합(-COO-) 부분이 하이드로겔과 수소결합할 수 있다. 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 하여 하이드로겔이 섬유와 강하게 결합되어 있을 수 있어, 나일론과 하이드로겔 사이의 계면에서 미끄러짐이 줄어들 수 있다.

상기 하이드로겔(20)은 물을 흡수하여 부피가 증가하는 물질을 말한다. 구체적으로 상기 하이드로겔은 가교 결합된 친수성 고분자의 3차원 네트워크일 수 있다. 상기 친수성 고분자는 수소결합 가능한 작용기를 측부작용기(side group)로 구비할 수 있다. 앞서 설명한 바와 같이, 하이드로겔의 수소결합 가능 작용기는 상기 섬유의 수소결합 가능 작용기와 수소결합에 의해 결합될 수 있다.

상기 꼬인 섬유 표면에 하이드로겔(20)을 코팅하는 단계는, 상기 꼬인 섬유를 광투과성 튜브 내에 위치시키고, 하이드로겔을 제조할 수 있는 하이드로겔 전구체 용액을 상기 튜브 내에 주입한 후, 상기 튜브를 통해 하이드로겔 전구체 용액에 광을 조사하여 하이드로겔 전구체 용액을 광중합하여, 수행할 수 있다. 상기 하이드로겔 전구체는 하이드로겔을 형성하기 위한 모노머들로 수소결합가능 작용기를 갖는 비닐계 모노머일 수 있다. 상기 튜브는 실리콘 튜브일 수 있다.

상기 하이드로겔(20)의 두께는 400㎛ 내지 1100㎛일 수 있다. 상기 하이드로겔(20)의 두께를 조절하는 방법은 실리콘 튜브의 직경을 조절하면 두께 조절이 가능하다.

상기 하이드로겔(20)이 코팅된 꼬인 섬유에서, 상기 꼬인 섬유(10)은 꼬임 방향과 반대 방향의 비틀림력(11)을 가질 수 있고 이의 표면 상에 코팅된 하이드로겔(20)은 이 비틀림력(11)에 대해 반대 방향의 회복력(21)을 가질 수 있다. 이 때, 또한, 상기 하이드로겔(20)이 코팅된 꼬인 섬유는 코어 섬유(10)와 이를 덮는 하이드로겔(20)을 구비한 코어-하이드로겔 구조의 복합체일 수 있다.

상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 물 또는 수용액에 침지시킨 경우, 하이드로겔이 물을 흡수함에 따라 하이드로겔은 변형률(strain)에 대한 응력(stress)의 비인, 모듈러스가 약해지고 하이드로겔의 회복력(21)이 작아질 수 있다. 이에 따라, 중심부에 위치한 섬유가 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력(11)이 하이드로겔의 회복력(21)보다 커져, 상기 비틀림력(11)이 상기 회복력(21)과 다시 평형을 이룰 때까지 작용하여 상기 하이드로겔(20)이 코팅된 섬유 즉, 코어-하이드로겔 구조의 복합체는 나선형 혹은 코일 구조로 변화할 수 있다. 이러한 나선형 혹은 코일 구조의 코어-하이드로겔 구조의 복합체는 인공근육으로 명명될 수 있다.

한편, 앞서 설명한 바와 같이, 상기 섬유와 상기 하이드로겔은 이들 둘 사이의 계면에서 상호인력 일 예로서, 수소결합으로 인해 하이드로겔이 섬유 표면에 강하게 결합할 수 있다. 따라서 상기 하이드로겔(20)이 코팅된 섬유 즉, 코어-하이드로겔 구조의 복합체가 나선형 혹은 코일 구조로 변화하는 과정에서, 상기 섬유와 상기 하이드로겔 사이의 계면에서 미끌림이 방지될 수 있다. 상기 상호작용은 추후 상기 복합체가 인공근육으로서 작동할 때에도 마찬가지로 상기 섬유와 상기 하이드로겔 사이의 계면에서의 미끌림을 방지할 수 있다.

또한, 상기 인공근육 제조방법의 전체 단계는 -10℃ 내지 45℃의 온도에서 수행될 수 있다. 45℃보다 높은 온도에서 인공근육이 제조되거나, -10℃보다 낮은 온도에서 인공근육이 제조된다면 하이드로겔의 성질이 변화할 수 있어 인공근육의 성능을 발휘할 수 없게 될 수 있다.

또한, 상기 하이드로겔을 구성하는 친수성 고분자는 열경화성 폴리머일 수 있다. 하이드로겔이 열경화성 폴리머를 포함하는 경우, 제조과정에서 45℃보다 높은 고온에서 열치리하는 공정이 포함된다면 하이드로겔에 포함된 열경화성 폴리머가 경화되어 인공근육의 성능을 발휘할 수 없을 것이며, 특히 인공근육은 신축성이 있어야 하는데 열처리하는 공정이 포함된다면 하이드로겔에 포함된 열경화성 폴리머가 경화되어 신축성이 떨어져 인공근육의 기능을 발휘할 없을 수 있다.

본 발명의 다른 측면은 인공근육을 제공한다. 상기 인공근육은 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖는 꼬인 섬유 및 상기 섬유 표면에 하이드로겔이 코팅된 코팅층을 포함하는 나선형인 인공근육이다. 상기 꼬인 섬유는 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력이 있어 상기 섬유 표면에 코팅된 하이드로겔의 비틀림력에 대한 저항력인 응력, 즉 회복력과의 경합을 통해 나선형 구조에서 단위길이당 권선수(coil number)가 감소하거나, 감소했던 단위길이당 권선수가 증가하기도 한다. 구체적으로 단위길이당 권선수의 감소는 인공근육의 축방향 길이의 증가로 나타나고, 단위길이당 권선수의 증가는 인공근육의 축방향 길이의 감소로 나타날 수 있다. 따라서, 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육은 외부 자극에 의해 축방향 길이가 변화 즉, 인장변형될 수 있다. 이와 같이, 인공근육의 구조는 섬유의 비틀림력과 하이드로겔의 회복력 사이에 평형에 의해 형성되고, 인공근육의 형태는 비틀림 및 회복력에 의해 제어될 수 있다.

또한, 상기 하이드로겔은 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비할 수 있다. 상기 하이드로겔은 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비함으로써 상기 인공근육은 글루코스의 농도에 따라 인장되는 정도가 달라지고 글루코스와 가역적으로 반응하여 글루코스 농도가 높았다가 낮아지면 인공근육의 수축되었다가 팽창할 수 있다. 구체적으로 상기 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기는 말단이 보론산, 일 예로서, 페닐보론산일 수 있다.

도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 인장 작동 메커니즘의 개략도이다.

도 2를 참조하면, 글루코스와 반응하는 인공근육의 인장 동작은 하이드로겔의 변형률(strain)에 대한 응력(stress)의 비인, 모듈러스 변화에 의해 설명될 수 있다. 구체적으로, 하이드로겔의 팽윤 정도는 인공근육 외부의 글루코스 농도에 의존적일 수 있다. 글루코스 농도가 증가되면 하이드로겔의 팽창이 비례적으로 증가할 수 있다. 구체적으로, 글루코스는 하이드로겔 내부로 유입되고 하이드로겔의 글루코스 반응성 작용기와 결합할 수 있다. 이러한 변화는 하이드로겔의 글루코스 반응성 작용기의 보론산 부분을 중성에서 하전으로 변화시켜, 하이드로겔에 물의 혼입이 증가되어 하이드로겔이 팽창(즉, 모듈러스의 감소)되게 할 수 있다. 반대로, 글루코스 농도가 감소되면 하이드로겔 내부로 유입되었던 글루코스는 하이드로겔 외부로 유출될 수 있고, 이에 따라 하이드로겔은 다시 수축(즉, 모듈러스의 증가)될 수 있다.

상기 하이드로겔의 팽창에 의해 인공근육은 글루코스의 농도에 따라 인장되는 정도가 달라지고 글루코스와 가역적으로 반응하여 글루코스 농도가 높아지면 하이드로겔의 모듈러스가 낮아져 인공근육은 수축하고, 글루코스 농도가 낮아지면 하이드로겔의 모듈러스가 높아져 인공근육은 팽창한다.

또한, 상기 섬유는 소수성인 인공근육일 수 있다. 중심부에 위치한 섬유가 소수성이기 때문에 인공근육이 체내에서 작용하는 경우 하이드로겔이 물을 흡수하여 섬유가 물과 접촉하여도 섬유는 물과 반응하지 않아 섬유의 비틀림력이 유지되므로, 인공근육의 나선형 형상을 안정적으로 유지할 수 있다.

또한, 상기 섬유는 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 하는 인공근육일 수 있다. 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 하여 하이드로겔이 섬유와 강하게 결합되어 있어, 계면에서 미끄러짐이 없어, 상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 물 또는 수용액에 침지시킨 경우, 하이드로겔은 강도가 약해지고 중심부에 위치한 섬유가 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력이 하이드로겔의 회복력보다 크게 작용하여 최종적으로 나선형 구조가 되는 인공근육을 얻을 수 있다.

또한, 상기 섬유는 나일론, 케블라, 폴리에스테르 및 폴리비닐리덴플로라이드일 수 있다. 상기 나일론, 케블라에서는 아미드 결합(-CONH-) 부분이, 폴리비닐리덴플로라이드에서는 불소기(-F) 부분이, 폴리에스테르에서는 에스테르 결합(-COO-) 부분이 하이드로겔과 수소결합할 수 있다.

상기 인공근육의 단위 길이당 권선수의 100 회전/m 내지 1400 회전/m일 수 잇다. 이러한 인공근육은 주변 글루코스 농도에 의해 단위길이당 권선수의 변화를 나타내고, 단위길이당 권선수의 변화는 인공근육의 축방향 길이의 변화 즉, 인장변형으로 나타날 수 있다. 다시 말해서, 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육은 주변 글루코스 농도에 반응하여 인장변형됨에 따라, 글루코스 센서로서 사용될 수 있다.

도 3a 및 도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육을 구비한 인슐린 자동주입장치를 나타낸 개념도이다.

도 3a를 참조하면, 인공근육 주변의 글루코스 농도가 높아지면, 글루코스가 인공근육의 하이드로겔 내에 결합함에 따라 인공근육이 길이방향으로 수축할 수 있다. 그 결과, 인슐린 저장용기(40)의 커버(30)를 당겨 열어 인슐린이 밖으로 배출될 수 있다.

도 3b를 참조하면, 인공근육 주변의 글루코스의 농도가 낮아지면, 글루코스가 인공근육의 하이드로겔로부터 해리하여 인공근육이 길이방향으로 팽창할 수 있다. 그 결과, 인슐린 저장용기(40)의 커버(30)를 밀어 닫아 인슐린의 배출을 막을 수 있다.

그러나, 인슐린 자동주입장치는 이에 한정되는 것은 아니고, 글루코스 농도에 의해 길이의 변화를 나타내는 인공근육이 엑츄에이터(actuator)가 되어 작동할 수 있는 것이면 어느 것이나 가능하다.

[인공근육 제조예]

1. 하이드로겔 전구체 제조

디메틸술폭시드(DMSO)에 아크릴 아미드 (78 몰 %), 4- 비닐 페닐 보론 산 (20 몰 %) 및 N,N′-메틸렌비스아크릴아미드 (2 몰 %)를 포함하는 용액에 광개시제로 Irgacure 2959를 총 함량의 2 중량 %의 농도로 첨가하였다. DMSO 농도는 총 중량 대비 44 중량 %였다.

2. 하이드로겔 코팅

직경 130㎛의 나일론 섬유 한 가닥을 300 회/분으로 꼬았다. 꼬인 나일론 섬유의 양단은 고정하여 나일론 섬유의 꼬인 상태를 유지하였다. 상기 하이드로겔 전구체 용액을 꼬인 나일론 섬유로 실리콘 튜브 (직경 760㎛)에 채우고 365nm 자외선에 의해 20 분 동안 중합시켰다. 페닐보론산이 함유된 하이드로겔을 나일론 섬유 표면 상에 코팅하였다.

3. 수용액 내 침지

상기 하이드로겔이 코팅된 섬유의 고정된 양단을 자유롭게 한 후, 상기 양단이 자유로워진 상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 PBS(Phosphate-buffered saline) 용액에 침지하였다. 상기 섬유가 PBS 용액에 침지될 때, 팽윤 비율은 60분 후에 거의 포화되었다. 24시간 후, 하이드로겔 섬유의 팽윤 비율은 약 1.83이었다. 하이드로겔 직경은 24 시간 후에 760㎛에서 960㎛로 증가하면서, 나선형 구조의 인공근육이 제조되었다.

도 4a는 인공근육 제조예에 따른 인공근육의 광학 이미지이고, 도 4b는 인공근육 제조예에 따른 인공근육 표면의 주사전자현미경 이미지이고, 도 4c는 인공근육 제조예에 따른 인공근육 단면의 주사전자현미경 이미지이다. 상기 이미지에 표시된 도 4a의 스케일 바는 2 mm를 나타내고, 도 4b 및 도 4c의 스케일 바는 200 ㎛를 나타낸다. 상기 인공근육은 직경 760㎛인 원형 구조임을 알 수 있었다.

[시험예]

도 4d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육 제조에 사용되는 하이드로겔의 FT-IR 측정 결과를 나타내는 데이터이다. 도 4d를 참조하면 아크릴 아미드, 비닐 페닐보론산 및 아크릴 아미드/비닐 페닐보론산 복합체의 FT-IR 스펙트럼이 도시되어 있다. 복합 폴리머에서 3434 cm^-1의 피크가 관찰되어 -NH₂ 그룹이 존재함을 알 수 있었다. 또한 1419 cm^-1의 피크는 벤젠링의 C-H 굽힘 진동이 존재함을 알 수 있었고, 1337 cm^-1의 피크는B-O 스트레칭 진동이 존재함을 알 수 있었다. 따라서 상기 복합체가 아크릴 아미드 및 비닐 페닐보론산으로 구성되어 있음을 알 수 있었다.

도 4e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 변형률에 따른 응력을 나타내는 그래프이다. 이 때, 변형률(strain, %)은 인공근육의 축방향 길이의 변화율을 나타낼 수 있다.

도 4e를 참조하면, 응력은 10 %의 변형률에 대해 70kPa로 선형으로 증가했다. 또한, 변형률이 감소함에 따라 인공근육은 초기 상태로 돌아갔다. 이러한 응력에 의한 가역적 변형은 인공근육의 구조가 안정적임을 나타냈다. 외부 자극이 가해지는 동안 중심부에 위치한 섬유의 비틀림힘과 하이드로겔의 회복력 사이의 관계는 지속적으로 유지되었고, 인공근육은 소성 변형없이 스프링과 유사하게 작용했다.

도 5a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 구조에 대한 계수를 구하기 위한 개념도이다. 도 5a를 참조하면, 평균 코일 직경 (D)을 섬유 직경 (d)으로 나눈 코일 스프링 지수 (C) 및 코일 바이어스 각도 (α_c)를 나타내었다.

코일의 상대 직경은 근육의 인장 스트로크 및 응력을 결정하는 데 중요한 역할을 할 수 있으며, 평균 코일 직경 (D)을 섬유 직경 (d)으로 나눈 스프링 지수 (C)를 사용하여 코일의 상대 직경을 나타냈었다. 또한, 코일 바이어스 각도 (α_c)는 코일 방향을 결정한다.

도 5b는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 나일론 섬유 코어의 비틀림 사이의 관계를 나타내는 데이터이다. 도 5c는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 나일론 섬유 코어의 직경 사이의 관계를 나타내는 데이터이다.

도 5b에 도시된 바와 같이, 스프링 지수 및 코일 바이어스 각도는 나일론 섬유 코어에서의 회전 횟수에 의해 제어될 수 있었다. 비틀림력의 영향을 확인하기 위해 나일론 섬유 코어의 비틀림을 제외하고는 제작 계수가 일정했다. 이 실험에서는 직경 130㎛의 나일론 섬유 코어 및 직경 760㎛의 건조 하이드로겔를 사용하였다. 코어의 회전수가 100 회전/m에서 1400 회전/m으로 증가했을 때 스프링 지수는 4.1에서 0.6으로 감소한 반면, 바이어스 각도는 26 °에서 65 °로 증가했다. 또한, 도 5c에 도시된 바와 같이, 다른 조건이 300 회전/m의 비틀림 및 외경 760 ㎛에서 일정한 경우 나일론 섬유 코어의 직경으로 형태가 확인되었다. 나일론 섬유의 직경이 100㎛에서 250㎛로 증가하면 스프링 지수는 6에서 0.4로 감소하고 코일 바이어스 각도는 28도에서 71도로 증가했다.

도 5d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 꼬인 수에 따른 정규화된 권선수를 나타내는 데이터이다. 도 5e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 직경에 따른 정규화된 권선수를 나타내는 데이터이다.

도 5d 및 도 5e를 참조하면, 비틀림력은 중심부에 위치한 나일론 섬유의 꼬인 수와 직경을 증가시킴으로써 증가될 수 있었다. 중심부에 위치한 섬유의 비틀림력은 하이드로겔의 더 많은 비틀림을 유도하여 코일의 수를 초기 섬유 길이로 나눈 정규화된 권선수를 증가시킬 수 있었다. 동일한 길이의 코일이 더 많기 때문에 스프링 지수가 감소하고 바이어스 각도가 증가했음을 알 수 있었다. 그 결과, 비틀림력이 증가하면 스프링 지수가 감소하고 코일 바이어스 각도가 증가했음을 알 수 있었다.

도 5f는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 스프링 지수와 코일 바이어스 각도 및 하이드로 겔 피복의 직경 사이의 관계를 나타내는 데이터이다. 도 5f를 참조하면, 하이드로겔의 회복력은 또한 인공근육의 형태에 영향을 미칠 수 있다. 이를 확인하기 위해 다른 제조 조건이 300 회전/m의 비틀림과 130㎛의 코어 섬유 직경에서 하이드로겔의 직경에 따라 스프링 지수와 바이어스 각도를 측정했다, 결과는 하이드로겔 피복의 직경이 증가함에 따라 스프링 지수가 1.2에서 3.4로 증가하고 바이어스 각도가 67 °에서 31 °로 감소함을 보여주었다.

도 5g는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 하이드로겔의 직경에 따른 페닐 보론산계 하이드로겔의 가역적 팽창률 변화를 나타내는 데이터이다. 도 5g를 참조하면, 회복력은 나일론 섬유의 비틀림을 방지하여 정규화된 권선수를 줄였다.

도 5f 및 도 5g로부터 회복력이 증가하면 스프링 지수가 증가하고 코일 바이어스 각도가 감소함을 알 수 있었다.

도 6a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도의 변화에 따른 글루코스에 반응하는 가역적인 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다. 도 6a를 참조하면, 생물학적 시스템과 유사한 PBS 용액에서 측정한 것으로, 글루코스 농도가 0M에서 1M로 증가하면 섬유는 약 2.3 % 수축되었다. 반대로, 농도가 1M에서 0M로 감소하면 섬유는 초기 상태로 회복되었다. 이러한 작동의 가역성은 3 사이클 동안 안정적이었다.

도 6b는 인공근육의 글루코스 농도가 0 M에서 1 M으로 증가했을 때 나선구조가 아닌 섬유의 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다. 도 6b를 참조하면 인장 스트로크 0.4 %로 도 6a의 인공근육의 인장 스트로크 2.3 %와 비교해 인공근육이 나선구조가 아닌 섬유보다 6 배 더 큰 수축을 가능하게 했다.

도 6c는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 나일론 코어 섬유의 꼬인 수 300회, 600회 및 1400회에 대한 시간에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다.

도 6c를 참조하면, 나일론 코어 섬유 및 하이드로겔의 직경은 이 실험 동안 일정하게 하고, 300 회전/m의 인공근육의 2.3 % 인장 스트로크를 나타내었고, 600 회전/m의 인장 섬유는 0.8 %의 인장 스트로크를 나타내었고, 1400 회전/m의 인공근육은 인장 스트로크 0.5 %를 나타내었다.

결과적으로, 300 회전/m의 인공근육의 2.3 % 인장 스트로크는 600 회전/m의 인공근육보다 약 2.9 배, 1400 회전/m의 인공근육보다 4.6 배 더 높았다.

도 6d는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 1.45, 1.85 및 2.4인 경우에 대한 시간에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다. 도 6d을 참조하면, 나일론 코어 섬유의 권선수가 일정할 때, 최대 인장 스트로크 2.3 %가 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 2.4에서 관찰되었다. 인장 스트로크는 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 1.85인 경우 인장 스트로크 1.0 %을 나타내어, 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 2.4인 경우의 인장 스트로크가 2.3 배 더 컸으며, 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 1.45인 경우 인장 스트로크 0.4 %를 나타내어, 코어 직경에 대한 하이드로겔 두께의 비가 2.4인 경우의 인장 스트로크가 보다 5.8 배 더 컸다.

도 6e는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 응력에 따른 인장 스트로크와 수축성 작업 밀도의 관계를 나타내는 데이터이다. 130㎛ 직경의 나일론 섬유 코어 및 760㎛ 직경의 하이드로 겔이 사용되었다.

도 6e를 참조하면, 자가 근육 섬유를 인공 근육으로 사용하려면, 하중을 가해 섬유를 가역적으로 작동시켜야한다. 따라서 응력으로 수축 작업 밀도를 추가로 테스트했다 (그림 3d). 결과적으로 최대 작업 밀도는 약 70kPa에서 130kJ/m³이었다.

도 7a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 페닐 보론산계 하이드로겔의 가역적 팽창률 변화를 나타내는 데이터이다. 도 7a를 참조하면, 글루코스 농도가 0M에서 1M로 변경되었을 때 하이드로겔 섬유의 팽창비는 1.8에서 2.1로 증가했다. 반대로, 글루코스 농도가 1M에서 0M로 감소 할 때 팽윤 비율은 1.8의 초기 값으로 감소하였고, 이는 팽윤 비율이 글루코스 농도에 의존한다는 것을 나타낸다.

도 7b는 본 발명의 일 실시예에 따른 0 M 및 1 M 글루코스 농도를 갖는 인공근육의 변형률에 따른 응력을 나타내는 데이터이다. 도 7b를 참조하면 글루코스 농도에 반응하는 가역적 변화는 하이드로겔의 강도에도 영향을 줄 수 있다. 평균 영률은 0M에서 0.73MPa, 1M에서 0.56MPa였다. 하이드로겔의 강도가 글루코스에 의해 감소될 때, 코어의 비틀림력은 하이드로겔의 회복력 이상이었다. 코어 섬유의 비틀림력이 증가하면 하이드로겔의 비틀림이 발생하여 인공근육이 수축되었다. 대조적으로, 글루코스 농도가 감소하면, 하이드로겔의 계수가 증가하여, 회복력이 증가하고 인공근육이 초기 상태로 돌아왔다.

도 8은 본 발명의 일 실시예에 따른 인공근육의 글루코스 농도에 따른 인장 스트로크를 나타내는 데이터이다. 도 8을 참조하면, 인공근육의 인장 스트로크은 글루코스 농도에 의존하였다. 글루코스 농도가 증가함에 따라 중성에서 친수성으로 전환된 페닐보론산의 양이 증가하였다. 따라서, 하이드로겔의 강도가 변하고 섬유의 인장 동작은 글루코스 농도에 민감하게 동작했다. 따라서, 이러한 결과는 인공근육이 기계적 글루코스 센서 및 약물 전달 시스템에 사용될 수 있다.

<결론>

본 발명은 코어 섬유의 비틀림력과 하이드로겔의 회복력 사이에 확립된 평형에 의해 인공근육이 자발적으로 형성됨을 보여준다. 구조는 비틀림 및 회복력에 의해 제어 가능했다. 코어의 비틀림이 100 회전/m에서 1400 회전/m으로 증가하면 스프링 지수는 4.1에서 0.6으로 감소했다. 반면, 바이어스 각도는 26 °에서 65 °로 증가했다. 또한, 코어 섬유의 직경이 100㎛에서 250㎛로 증가할 때 스프링 지수는 6에서 0.4로 감소하고 코일 바이어스 각도는 28 °에서 71 °로 증가하였다. 스프링 지수는 하이드로겔의 직경에 따라 1.2에서 3.4로 증가하고 바이어스 각도는 67 °에서 31 °로 감소했다. 글루코스 농도가 0M에서 1M로 증가함에 따라 하이드로겔 섬유의 팽창비는 1.8에서 2.1로 증가하였고, 글루코스 농도가 초기값으로 감소함에 따라 1.8의 초기값으로 감소되었다. 최대 인장 스트로크은 2.3 %이었고, 나선구조가 아닌 섬유의 약 6 배였다. 인공근육은 하중 및 최대 작업 밀도가 130kJ/m³ 인 인장 스트로크을 나타내었으며, 이는 글루코스 변화에 의존했다. 전반적으로, 이러한 결과는 섬유가 인공 근육, 글루코스 센서 및 약물 전달 시스템에 사용될 수 있다.

Claims

섬유를 꼬아서, 섬유가 꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖게 하는 단계;
상기 꼬인 섬유 표면에 하이드로겔을 코팅하는 단계; 및
상기 하이드로겔이 코팅된 섬유를 물 또는 수용액에 침지시키는 단계;를 포함하며,
상기 섬유는 소수성 섬유이고,
나선형인 인공근육 제조방법.
제1항에 있어서, 상기 하이드로겔은 폴리머이고, 상기 폴리머의 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비하는 인공근육 제조방법.
제2항에 있어서, 상기 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기는 말단이 보론산인, 인공근육 제조방법.
삭제
제1항에 있어서, 상기 섬유는 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 하는 인공근육 제조방법.
제1항에 있어서,
상기 섬유는 나일론, 케블라, 폴리에스테르 및 폴리비닐리덴플로라이드인 인공근육 제조방법.
제1항에 있어서, 상기 인공근육 제조방법의 전체 단계는 -10℃ 내지 45℃의 온도에서 수행되는 인공근육 제조방법.
꼬이기 전의 상태로 되돌아가려는 비틀림력을 갖는 꼬인 섬유; 및
상기 섬유 표면에 하이드로겔이 코팅된 코팅층을 포함하는 코어 섬유-하이드로겔 하이드로겔 구조의 복합체이고,
상기 섬유는 소수성 섬유이며,
상기 복합체는 나선 형태를 갖는 인공근육.
제8항에 있어서, 상기 하이드로겔은 폴리머이고, 상기 하이드로겔은 측쇄에 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기를 구비하는 인공근육.
제9항에 있어서, 상기 글루코스와 가역적으로 반응하는 작용기는 말단이 보론산인, 인공근육.
삭제
제8항에 있어서, 상기 섬유는 상기 하이드로겔과 상기 섬유 표면에서 수소결합을 하는 인공근육.
제8항에 있어서,
상기 섬유는 나일론, 케블라, 폴리에스테르 및 폴리비닐리덴플로라이드인 인공근육.