KR102281872B1 - 두 방향 연신을 포함하는 의료용 튜브의 제조방법 - Google Patents

두 방향 연신을 포함하는 의료용 튜브의 제조방법 Download PDF

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Abstract

생분해성 의료용 튜브의 제조방법 및 상기 방법에 의해 제조된 생분해성 의료용 튜브에 관한 것으로, 상기 튜브는 세라믹 입자를 포함하는 바, 생분해성 고분자의 분해 과정에서 생성되는 산성 부산물에 의한 염증 반응을 억제할 수 있다. 또한, 축 방향 및 반경 방향의 열 연신 공정을 적용함으로써 탄성 계수 또는 인장강도가 증가하는 등 기계적 물성이 향상되고 두께가 얇은 의료용 튜브를 제조할 수 있다.

Description

두 방향 연신을 포함하는 의료용 튜브의 제조방법{Method for producing medical tubes containing bidirectional stretching}
두 방향 연신을 포함하는 의료용 튜브의 제조에 관한 것이다.
의료용 튜브는 체내에서 사용될 수 있는 고분자 튜브를 의미한다. 사용되고 있는 의료용 튜브의 예시로는 카테터, 스텐트 튜브, 골이식재, 약물방출용 의료기기 등이 존재한다. 의료용 튜브는 체내 관강 등의 생체 내에 삽입되는 것이 특징으로, 생체 내에서 부작용을 일으키지 않으면서도 기계적 강도가 충분하여 높은 안정성을 보일 필요가 있다.
기존의 튜브는 코발트 크롬 또는 니티놀과 같은 내식성 등 316L 스테인레스 강과 같은 금속 또는 금속 합금으로 만든 영구 스텐트를 사용하며 이에 약물을 코팅하여 사용하였지만 이들은 인체 내에 영구적으로 남아 혈전 형성, 평활근 세포 증식 및 급성 혈전성 폐색을 초래하고 또한 염증을 유발하거나 기타 질병을 유발하는 문제점이 있어 제거 수술이 필요한 문제점이 있었다.
이러한 문제점을 해결하기 위해 생분해성을 가지는 천연고분자 또는 합성고분자 등을 사용하게 되었다. 또한, 생분해성 합성 고분자 소재에 대한 연구가 활발히 진행되고 있으며, 그 중에서도 물리적 특성과 가수분해 특성이 우수한 지방족 폴리에스터를 중심으로 많은 연구가 진행되고 있다.
생분해성 고분자 튜브 시술 후 그 형태를 유지하면서도 금속 튜브와 유사한 수준의 기계적 강도를 발휘해야 임상 환경에서 발생하는 반경 방향의 압력을 견딜 수 있다. 따라서 의료용 튜브는 인체 내에서 사용되는 것이 안전하면서도, 두께가 얇아 사용이 간편하고 시술 후 형상을 그대로 유지하여 충분한 구조적 안정성을 확보해야 한다. 하지만 생분해성 고분자의 분해 산물이 염증 면역 반응을 유도 할 수 있다는 문제점이 있으며, 이러한 부작용을 억제하기 위해서는 생분해성 고분자 튜브의 생체 적합성을 확보할 필요성이 있다.
따라서 본 발명자들은, 이러한 과제를 해결하기 위하여 세라믹 입자를 혼합한 고분자 튜브를 특정 방법으로 두 방향 연신하여 생체 적합성이 뛰어나면서도, 기계적 강도가 높은 동시에 두께가 얇은 의료용 튜브를 제작하였다.
일 양상은 열가소성 중합체 용액에 세라믹 입자를 혼합하여 고분자 용액을 제조하는 단계; 상기 고분자 용액을 압출하는 단계; 및 상기 압출된 고분자를 축 방향 및 반경 방향으로 연신하는 단계를 포함하는 의료용 튜브의 제조방법을 제공한다.
다른 양상은, 상기 방법으로 제조된 의료용 튜브를 제공한다.
일 양상은 열 열가소성 중합체 용액에 세라믹 입자를 혼합하여 고분자 용액을 제조하는 단계;
상기 고분자 용액을 압출하는 단계; 및
상기 압출된 고분자를 축 방향 및 반경 방향으로 연신하는 단계를 포함하는 의료용 튜브의 제조방법을 제공한다.
상기 방법은, 열가소성 중합체 용액에 세라믹 나노입자를 혼합하여 고분자 용액을 제조하는 단계를 포함한다.
상기 열가소성 중합체는 제1 생분해성 단량체의 배수로 중합되거나, 또는 제1 생분해성 단량체 및 제2 생분해성 단량체를 중합하여 제조할 수 있으며, 이때 상기 중합은 개환 중합 또는 축합 중합일 수 있다.
상기 중합체를 제조하기 위한 제1 생분해성 단량체 또는 제2 생분해성 단량체로 락티드(lactide; LA), 예를 들어, L-락티드, D-락티드, D,L-락티드를 사용할 수 있으며, 글리콜리드(glycolide), 카프로락톤(caprolactone), 디옥사논(dioxanone), 트리메틸렌 카보네이드(trimethylene carbonate), 안하이드라이드(anhydride), 수산화알카노에이트, 펩티드, 시아노아크릴레이트, 락트산, 글라이콜산, 수산화카프로산, 말레산, 포스파젠, 아미노산, 수산화부틸릭산, 세바식산, 수산화에톡시아세트산, 트리메틸렌글라이콜 등을 사용할 수 있다. 또한, 상기 중합체의 중량평균 분자량(Mw)은 10,000 내지 1,000,000일 수 있다. 예를 들어, 상기 생분해성 중합체를 중량평균 분자량은 10,000 내지 1,000,000, 50,000 내지 800,000, 90,000 내지 700,000, 100,000 내지 600,000, 200,000 내지 600,000, 300,000 내지 600,000 또는 400,000 내지 600,000일 수 있다.
상기 세라믹 입자는 알칼리/희토류 금속 또는 알칼리/희토류 토금속의 산화물, 알칼리/희토류 금속 또는 알칼리/희토류 토금속의 수산화물, 또는 알칼리/희토류 금속을 함유하는 화합물일 수 있다. 예를 들어, 수산화리튬, 수산화베릴륨, 수산화나트륨, 수산화마그네슘, 수산화칼륨, 수산화칼슘, 수산화루비듐, 수산화스트론튬, 수산화바륨, 수산화세슘, 수산화프란슘, 수산화라듐, 수산화세륨, 산화마그네슘, 산화나트륨, 산화리튬, 산화나트륨, 산화망간, 산화칼륨, 산화칼슘, 산화바륨, 산화세슘, 산화라듐, 산화세륨 황산마그네슘, 염화마그네슘, 탄산마그네슘, 브롬화마그네슘, 스테아린산마그네슘, 과염소산마그네슘, 시트르산마그네슘, 인산마그네슘, 질산마그네슘, 질화마그네슘, 요오드화마그네슘, 아세트산마그네슘, 마그네슘에톡시드, 불화마그네슘, 수소화마그네슘, 망간 모노퍼록시프탈레이트, 수산화붕소마그네슘, 규화마그네슘, 붕소화마그네슘, 알루민산마그네슘, 마그네슘메틸레이트, 마그네슘메탈로시아닌, 살리실산마그네슘, 헥사플루오로규산마그네슘, 스트루브석(Struvite), 훈타이트(Huntite), 휘틀록석(Whitlockite), 브레이자이트(Bredigite), 돌로마이트(Dolomite), 탄산칼슘, 형석(Fluorspar), 인산삼석회(tricalcium phosphate), 수산화인회석(hydroxyapatite) 등일 수 있다.
상기 고분자 용액은 생체적합성 또는 생분해성 물질로 구성된 것일 수 있다.
본 명세서 내 용어 "생체적합성 물질"은 실질적으로 인체에 독성이 없고 화학적으로 불활성이며 면역원성이 없는 물질을 의미하고, "생분해성 물질"은 생체 내에서 체액 또는 미생물 등에 의해서 분해될 수 있는 물질을 의미한다.
이때, 생분해성 물질로는 히알루론산, 폴리에스테르, 폴리하이드록시알카노에이트(PHAs), 폴리(α-하이드록시액시드), 폴리(β-하이드록시액시드), 폴리(3-하이드로식부티레이트-co-발러레이트; PHBV), 폴리(3-하이드록시프로프리오네이트; PHP), 폴리(3-하이드록시헥사노에이트; PHH), 폴리(4-하이드록시액시드), 폴리(4-하이드록시부티레이트), 폴리(4-하이드록시발러레이트), 폴리(4-하이드록시헥사노에이트), 폴리(에스테르아마이드), 폴리카프로락톤, 폴리락티드, 폴리글리콜리드, 폴리(락티드-co-글리콜리드; PLGA), 폴리디옥사논, 폴리오르토에스테르, 폴리에테르에스테르, 폴리언하이드라이드, 폴리(글리콜산-co-트리메틸렌 카보네이트), 폴리포스포에스테르, 폴리포스포에스테르 우레탄, 폴리(아미노산), 폴리사이아노아크릴레이트, 폴리(트리메틸렌 카보네이트), 폴리(이미노카보네이트), 폴리(타이로신 카보네이트), 폴리카보네이트, 폴리(타이로신 아릴레이트), 폴리알킬렌 옥살레이트, 폴리포스파젠스, PHA-PEG, 에틸렌 비닐 알코올 코폴리머(EVOH), 폴리우레탄, 실리콘, 폴리에스테르, 폴리올레핀, 폴리이소부틸렌과 에틸렌-알파올레핀 공중합체, 스틸렌-이소브틸렌-스틸렌 트리블록 공중합체, 아크릴 중합체 및 공중합체, 비닐 할라이드 중합체 및 공중합체, 폴리비닐 클로라이드, 폴리비닐 에테르, 폴리비닐 메틸 에테르, 폴리비닐리덴 할라이드, 폴리비닐리덴 플루오라이드, 폴리비닐리덴 클로라이드, 폴리플루오로알켄, 폴리퍼플루오로알켄, 폴리아크릴로니트릴, 폴리비닐 케톤, 폴리비닐 아로마틱스, 폴리스틸렌, 폴리비닐 에스테르, 폴리비닐 아세테이트, 에틸렌-메틸 메타크릴레이트 공중합체, 아크릴로니트릴-스틸렌 공중합체, ABS 수지와 에틸렌-비닐 아세테이트 공중합체, 폴리아마이드, 알키드 수지, 폴리옥시메틸렌, 폴리이미드, 폴리에테르, 폴리아크릴레이트, 폴리메타크릴레이트, 폴리아크릴산-co-말레산, 키토산, 덱스트란, 셀룰로오스, 헤파린, 알기네이트, 이눌린, 녹말 또는 글리코겐을 사용할 수 있고, 히알루론산, 폴리에스테르, 폴리하이드록시알카노에이트(PHAs), 폴리(α-하이드록시액시드), 폴리(β-하이드록시액시드), 폴리(3-하이드로식부티레이트-co-발러레이트; PHBV), 폴리(3-하이드록시프로프리오네이트; PHP), 폴리(3-하이드록시헥사노에이트; PHH), 폴리(4-하이드록시액시드), 폴리(4-하이드록시부티레이트), 폴리(4-하이드록시발러레이트), 폴리(4-하이드록시헥사노에이트), 폴리(에스테르아마이드), 폴리카프로락톤, 폴리락타이드, 폴리글리코라이드, 폴리(락타이드-co-글리코라이드; PLGA), 폴리디옥사논, 폴리오르토에스테르, 폴리에테르에스테르, 폴리언하이드라이드, 폴리(글리콜산-co-트리메틸렌 카보네이트), 폴리포스포에스테르, 폴리포스포에스테르우레탄, 폴리(아미노산), 폴리사이아노아크릴레이트, 폴리(트리메틸렌 카보네이트), 폴리(이미노카보네이트), 폴리(타이로신 카보네이트), 폴리카보네이트, 폴리(타이로신 아릴레이트), 폴리알킬렌 옥살레이트, 폴리포스파젠스, PHA-PEG, 키토산, 덱스트란, 셀룰로오스, 헤파린, 알기네이트, 이눌린, 녹말 또는 글리코겐을 사용할 수 있다.
상기 방법은, 상기 고분자 용액을 압출하는 단계를 포함한다.
또한, 상기 고분자 용액을 압출한 후, 가공하는 단계를 추가로 포함할 수 있다.
상기 고분자 용액의 압출은 50 내지 500℃의 온도에서 수행될 수 있다. 예를 들어, 50 내지 500℃, 150 내지 500℃, 80 내지 500℃, 80 내지 450℃, 80 내지 300℃, 100 내지 250℃, 120 내지 400℃, 150 내지 350℃, 160 내지 320℃, 170 내지 300℃, 110 내지 250℃ 또는 100 내지 280℃일 수 있다. 이때, 고분자 용액의 압출 온도가 상기 범위 미만인 경우, 고분자가 고체상태에서 용융되지 않는 문제점이 있고, 상기 범위를 초과하는 경우, 고분자의 녹는점을 초과하므로 고분자 용액이 어두운 색으로 변형되는 문제점이 있다.
또한, 상기 고분자 용액은 압출한 후, 1 내지 5,000 미크론(micron)의 두께로 가공될 수 있다. 예를 들어, 1 내지 5,000 미크론(micron), 10 내지 3,000 미크론(micron), 80 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 750 미크론(micron), 100 내지 500 미크론(micron), 100 내지 450 미크론(micron), 150 내지 400 미크론(micron), 150 내지 350 미크론(micron), 또는 100 내지 300 미크론(micron), 100 내지 250 미크론(micron), 100 내지 200 미크론(micron), 100 내지 180 미크론(micron)일 수 있다. 예를 들어, 150 미크론일 수 있다.
이때, 가공 두께가 상기 범위 미만인 경우, 튜브의 벽 두께가 얇아 가공 중 손상이 발생하는 문제점이 있고, 상기 범위를 초과하는 경우, 가공 과정에서 열 전달이 균일하게 되지 않는 문제점이 있다. 상기 고분자 튜브는 압출 시 직경 0.1 내지 300㎜로 제조될 수 있다. 예를 들어, 0.1 내지 200㎜, 0.1 내지 150㎜ 0.1 내지 100㎜, 0.1 내지 50㎜, 0.1 내지 30㎜, 0.1 내지 20㎜ 0.1 내지 10㎜, 0.1 내지 7㎜, 0.1 내지 6㎜, 0.1 내지 5.5㎜, 0.1 내지 5㎜, 0.1 내지 4.0㎜, 0.1 내지 3.5㎜ 또는 0.1 내지 4.5㎜일 수 있다.
상기 방법은, 상기 압출된 고분자를 연신하는 단계를 포함한다.
상기 단계는, 압출된 고분자를 연신 장치에 투입하여, 특정한 온도, 속도 및 특정한 방향으로 연신을 수행하는 것일 수 있다. 상기 압출된 고분자는 의료용 튜브 형상일 수 있다. 예를 들어, 스텐트 튜브의 형상일 수 있다.
상기 연신은 열 연신일 수 있으며, 연신 장치를 이용할 수 있다.
또한, 상기 연신은 축 방향 및 반경 방향으로 열 연신하는 단계를 포함할 수 있다.
일 실시예에 있어서, 상기 연신하는 단계는 축 방향 및 반경 방향 연신을 교차하는 것일 수 있다. 또한, 연신하는 단계는 축 방향 및 반경 방향 연신을 각 1회 또는 2회 수행하는 것일 수 있다. 바람직하게는, 2회 수행하는 것일 수 있다. 즉, 같은 종류의 연신 방법을 반복하지 않고, 각 연신 방법을 교차하여 1회 또는 2회 수행하는 것일 수 있으며, 총 연신 횟수는 짝수인 것을 의미할 수 있다.
상기 1회는 축 방향 연신 단계, 다음으로 반경 방향 연신 단계 또는 반경 방향 연신 단계, 다음으로 축 방향 연신 단계를 수행하는 것을 의미한다. 상기 2회는 축 방향 연신 단계, 다음으로 반경 방향 연신 단계, 다음으로 축 방향 연신 단계 및 다음으로 반경 방향 연신 단계를 수행하는 것 또는 반경 방향 연신 단계, 다음으로 축 방향 연신 단계, 다음으로 반경 방향 연신 단계 및 다음으로 축 방향 연신 단계를 수행하는 것을 의미한다.
용어 연신(orientation)이란, 가열상태에서 중합체의 사슬을 특정 방향으로 압력을 가하여 배향시키는 것이다. 상기 연신은 열 및 압력으로 중합체의 배향을 조절하여 결정성 영역을 증가시키는 것일 수 있다. 즉, 연신의 온도, 속도, 방향, 조합에 따라 중합체의 물리적 특정이 변화하게 된다. 보통 압출 공정과 밀접하게 결합되어 사용된다.
상기 연신은 1축 연신 동시 2축 연신 또는 순차 2축 연신일 수 있다. 상기 연신은 축 방향 연신, 반경 방향 연신, 및 이들의 조합일 수 있다. 또한, 바람직하게는, 상기 연신은 축 방향 및 반경 방향으로 동시에 연신하는 동시 2축 연신법이 아닌, 각 방향으로 연신하는 1축 연신법을 단계별로 조합하여 수행하는 순차 2축 연신법일 수 있다.
즉, 2축 연신법의 일종으로써, 축 방향 및 반경 방향 연신을 교차로 진행하는 경우 1축 연신법보다 기계적 물성이 현저하게 뛰어난 튜브를 제조할 수 있다. 일 실시예의 경우, 반경방향 연신으로 인해 반경방향으로 분자가 배열되고 축 방향 연신으로 인해 축 방향으로도 분자가 배열되면서, 축 방향 및 반경방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 모두 증가하여 기계적 물성이 극대화되는 것일 수 있다. 상기와 같은 기계적 물성의 증가는, 1회 교차 연신보다 2회 교차 연신에서 효과가 더 뛰어난 것일 수 있다. 따라서, 상기 튜브의 경우 생분해성 고분자 스텐트에 혈액 및 혈관벽의 압력에 대한 저항력 향상, 리코일 및 포어쇼트닝 방지 효과가 있는 것일 수 있다.
용어 “축 방향 연신”이란, 튜브의 세로 방향으로 압력을 주어 연신하는 연신을 의미한다. 상기 세로 방향은, 튜브를 원기둥으로 보았을 때, 높이를 의미하는 축의 방향이다. 상기 축 방향 연신은, 튜브를 고정한 뒤, 가열하고 드로잉 다이를 통해 한쪽 방향으로 압력을 가함으로써, 연신하는 것일 수 있다. 축 방향 연신으로 인해 축 방향으로 분자가 배열됨으로써, 축 방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 증가하는 것일 수 있다.
상기 축 방향 연신은, 튜브를 드로잉 다이를 통해 열 연신하는 것일 수 있다.
용어 “반경 방향 연신”이란, 튜브의 지름 방향, 또는 가로 방향으로 압력을 주어 연신하는 것을 의미한다. 상기 가로 방향, 또는 지름 방향은 튜브를 원기둥으로 보았을 때, 지름의 방향을 의미한다. 또한, 상기 반경 방향 연신은, 연신틀에 공기압을 주입하여 열 연신하는 것일 수 있다. 반경방향 연신으로 인해 반경방향으로 분자가 배열됨으로써, 반경방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 증가하는 것일 수 있다.
상기 연신은 열 연신일 수 있다. 상기 연신은 열 연신 장치에서 수행될 수 있다. 열 연신 장치는 축 방향 열 연신 장치 및 반경 방향 열 연신 장치를 포함할 수 있다. 상기 열 연신 장치는 가열부와 구동부 및 제어부로 구성될 수 있다. 구체적으로, 상기 제어부의 다이얼을 통해 연신속도를 조절할 수 있고 버튼을 통해 가열부의 온도를 조절할 수 있다. 상기 가열부에 압출된 세라믹 나노입자를 함유한 튜브를 넣어 연신 온도까지 가열하고 구동부의 그립으로 튜브를 고정하여 열 연신함으로써 기계적 물성이 조절된 생분해성 고분자 의료용 튜브를 제조할 수 있다.
상기 반경 방향 연신은 연신틀에 공기압을 주입하여 열 연신하는 것일 수 있다. 구체적으로, 상기 압출된 튜브의 한쪽 구멍을 막고 반대쪽 구멍이 1atm의 공기압을 준 뒤, 가열, 또는 열 연신 하는 것일 수 있다. 예를 들어, 0.1 atm 내지 3atm, 0.3 atm 내지 2.5atm, 0.5 atm 내지 2.3atm, 0.6 atm 내지 2atm, 또는 0.1 atm 내지 1.5atm일 수 있다.
상기 축 방향 연신 또는 반경 방향 연신은 20 내지 250℃의 온도에서 수행될 수 있다. 예를 들어, 20 내지 250℃, 30 내지 230℃, 50 내지 220℃, 60 내지 200℃, 65 내지 180℃, 70 내지 125℃ 또는 85 내지 140℃일 수 있다. 일 실시예에 있어서, 60도 내지 200까지 점차적으로 가열하는 것일 수 있다. 이때, 연신 온도가 상기 범위 미만인 경우, 고분자 튜브의 손상을 유발할 수 있다는 문제점이 있고, 상기 범위를 초과하는 경우, 고분자 튜브가 변형되거나 용융되는 문제점이 있다. 일 구체예에 있어서, 상기 압출된 튜브를 60도부터 고분자 PLLA의 용융온도에 해당하는 200도까지 가열하고, 가열 시간은 3분으로 하여, 고분자 튜브에 고르게 연전달이 되어 고르게 연신이 되도록 한 것일 수 있다.
상기 축 방향 연신 또는 반경 방향 연신은, 3분 동안 수행되는 것일 수 있다. 보다 구체적으로, 1분 내지 6분, 2분 내지 5분, 2분 내지 4분, 2.5분 내지 3.5분 동안 수행되는 것일 수 있다.
또한, 상기 연신은 중합체 사슬의 최대 배향을 위한 것으로 0.1 내지 5000㎜/분의 속도로 수행될 수 있다. 예를 들어, 0.1 내지 4,000㎜/분, 1 내지 4,500㎜/분, 10 내지 3,500㎜/분, 20 내지 3,000㎜/분, 30 내지 2500㎜/분, 45 내지 1500㎜/분, 50 내지 1200㎜/분, 50 내지 1000㎜/분, 55 내지 800㎜/분, 50 내지 700㎜/분, 30 내지 600㎜/분, 30 내지 500㎜/분, 30 내지 400㎜/분, 30 내지 300㎜/분, 30 내지 150㎜/분, 또는 40 내지 2,000㎜/분일 수 있다. 바람직하게는, 50 내지 200㎜/분일 수 있다. 이보다 빨리 연신하였을 경우 튜브가 늘어나 공정 안정성이 떨어지고, 더 느리게 연신하였을 경우 연신에 너무 오랜 시간이 소요되어 효율성이 떨어지는 문제점이 있을 수 있다. 또한, 연신 속도가 상기 범위 미만인 경우, 가공 시간이 과도하게 오래 걸리는 문제점이 있고, 상기 범위를 초과하는 경우, 가공으로 인해 부여하고자 하는 높은 기계적 물성을 확보하지 못하는 문제점이 있다.
상기 열 연신, 반경 연신 또는 이를 조합 연신한 다음, 연신된 튜브를 상온 내지 -300도의 온도에서 3분간 냉각하여, 온도가 40도 이하까지 떨어지도록 하여 냉각하는 단계를 포함하는 것일 수 있다. 예를 들어, 25도 내지 -250도, 20도 내지 -300도, 15도 내지 -200도일 수 있다. 또한, 1분 내지 6분, 2분 내지 5분, 2분 내지 4분, 2.5분 내지 3.5분간 냉각하는 것일 수 있다.
상기 가공을 수행한 열 연신된 고분자 튜브는 0.1 내지 300㎜의 직경을 가지며, 벽 두께는 1 내지 5,000미크론일 수 있다.
일 실시예에 있어서, 직경 2.5 mm, 두께 150 미크론일 수 있다. 상기 연신된 고분자 튜브는 직경 0.1 내지 300㎜로 제조될 수 있다. 예를 들어, 0.1 내지 200㎜, 0.1 내지 150㎜ 0.1 내지 100㎜, 0.1 내지 50㎜, 0.1 내지 30㎜, 0.1 내지 20㎜ 0.1 내지 10㎜, 0.1 내지 7㎜, 0.1 내지 6㎜, 0.1 내지 5.5㎜, 0.1 내지 5㎜, 1.0 내지 3.0㎜, 1.5 내지 4.0㎜, 0.1 내지 4.0㎜, 0.1 내지 3.5㎜ 또는 0.1 내지 4.5㎜일 수 있다. 또한, 상기 연신된 고분자 튜브는 1 내지 5,000 미크론(micron)의 두께로 가공될 수 있다. 예를 들어, 1 내지 5,000 미크론(micron), 10 내지 3,000 미크론(micron), 80 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 750 미크론(micron), 100 내지 500 미크론(micron), 100 내지 450 미크론(micron), 150 내지 400 미크론(micron), 150 내지 350 미크론(micron), 또는 100 내지 300 미크론(micron), 100 내지 250 미크론(micron), 1 내지 200 미크론(micron), 50 내지 180 미크론(micron), 50 내지 145 미크론(micron), 60 내지 140 미크론(micron), 60 내지 130 미크론(micron), 650 내지 125 미크론(micron)일, 10 내지 145 미크론, 1 내지 140 미크론, 1 내지 130 미크론, 1 내지 125 미크론, 1 내지 120 미크론, 1 내지 115 미크론, 1 내지 110 미크론, 1 내지 105 미크론, 1 내지 100 미크론, 1 내지 95 미크론, 또는 1 내지 90 미크론일 수 있다. 예를 들어, 80 내지 90 미크론일 수 있다. 이때, 두께가 상기 범위 미만인 경우, 기계적 강도가 너무 약한 문제점이 있고, 상기 범위 이상인 경우, 생체 적합성 및 이용률이 떨어지는 문제점이 있을 수 있다.
상기 의료용 튜브는 생체 내에 사용하기에 적합한 생분해성 고분자 의료기기용 튜브를 의미할 수 있다. 일 실시예에 있어서, 상기 의료용 튜브는 약물방출용 고분자 튜브, 골이식재, 카테터, 눈물관 대체용 튜브, 비혈관계 스텐트 또는 혈관계 스텐트 등을 포함하는 것일 수 있다. 바람직하게는, 스텐트 튜브 또는 카테터 일 수 있다.
상기 약물방출용 고분자 튜브는 튜브의 내에 약물을 포함하여 인체에 삽입됨으로써, 약물을 체내에 전달하는 것을 의미할 수 있다. 약물은 항암제, 인슐린, 등 각종 치료용 조성물을 포함할 수 있다.
상기 골 이식재는 충분한 기계적 강도를 가진 상기 의료용 튜브가 뼈에 이식되어 뼈의 역할을 돕거나 뼈의 기능을 대신하는 것을 의미할 수 있다.
상기 지지체는 체내에 지지가 필요한 부분에 삽입되어, 수술 및 치료 후의 상처 회복을 돕거나 몸 내부의 균형을 유지하는 것을 돕는 것일 수 있다.
또한, 상기 의료용 튜브는 세라믹 입자를 중합체 내에 고루 포함하는 바, 생분해성 고분자의 분해 과정에서 생성되는 산성 부산물에 의한 염증 반응을 억제할 수 있다. 또한, 축 방향 및 반경 방향 열 연신 공정을 통해 두께가 일정한 튜브를 제조할 수 있다. 또한, 기계적 물성이 향상되어 탄성계수 및 인장강도가 증가된 특징이 있다.
상기 튜브는 금속, 고분자, 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 상기 금속은 예를 들어, 스테인레스 스틸, 니켈-크롬 합금, 니켈-티타늄 합금, 코발트-크롬 합금, 백금-크롬 합금, 탄탈륨, 백금, 티타늄, 니티놀, 마그네슘, 알루미늄, 지르코늄, 크롬 및 니켈, 금, 은, 또는 이들의 조합을 포함한다.
상기 튜브는 윤활제를 추가적으로 포함할 수 있다. 상기 윤활제는 상기 튜브가 체내에 삽입될 때, 인체에 상처가 나지 않고 부드럽게 삽입될 수 있도록 돕는 액체를 의미할 수 있다. 윤활제는 방향족 디이소시아네이트, 지방족 디이소시아네이트 및 지환족 디이소시아네이트, 폴리올, 폴리알킬렌글리콜 및/또는 모노메톡시폴리알킬렌글리콜 등으로 당 기술분야에서 공지된 것들을 사용할 수 있다.
다른 양상은 상기 방법으로 제조된 의료용 튜브를 제공한다.
상기 튜브는 세라믹 입자를 중합체 내에 고루 포함하는 바, 생분해성 고분자의 분해 과정에서 생성되는 산성 부산물에 의한 염증 반응을 억제할 수 있다. 또한, 축 방향 및 반경 방향 열 연신 공정을 통해 두께가 일정한 튜브를 제조할 수 있다. 또한, 기계적 물성이 향상되어 탄성계수 및 인장강도가 증가된 특징이 있다.
상기 튜브는 금속, 고분자, 또는 이들의 조합을 포함할 수 있다. 상기 금속은 예를 들어, 스테인레스 스틸, 니켈-크롬 합금, 니켈-티타늄 합금, 코발트-크롬 합금, 백금-크롬 합금, 탄탈륨, 백금, 티타늄, 니티놀, 마그네슘, 알루미늄, 지르코늄, 크롬 및 니켈, 금, 은, 또는 이들의 조합을 포함한다.
상기 의료용 튜브는 생체 내에 사용하기에 적합한 생분해성 고분자 의료기기용 튜브를 의미할 수 있다. 일 실시예에 있어서, 상기 의료용 튜브는 약물방출용 고분자 튜브, 골이식재, 카테터, 눈물관 대체용 튜브, 비혈관계 스텐트 또는 혈관계 스텐트 등을 포함하는 것일 수 있다. 바람직하게는, 스텐트 튜브 또는 카테터 일 수 있다.
상기 튜브는 1 내지 145 미크론의 두께인 것일 수 있다. 상기 압출 단계 후, 열 연신 전 스텐트 튜브의 두께보다 현저하게 얇아진 것일 수 있다. 또한, 상기 연신된 고분자 튜브는 1 내지 5,000 미크론(micron)의 두께로 가공될 수 있다. 예를 들어, 1 내지 5,000 미크론(micron), 10 내지 3,000 미크론(micron), 80 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 1,000 미크론(micron), 150 내지 750 미크론(micron), 100 내지 500 미크론(micron), 100 내지 450 미크론(micron), 150 내지 400 미크론(micron), 150 내지 350 미크론(micron), 또는 100 내지 300 미크론(micron), 100 내지 250 미크론(micron), 1 내지 200 미크론(micron), 50 내지 180 미크론(micron), 50 내지 145 미크론(micron), 60 내지 140 미크론(micron), 60 내지 130 미크론(micron), 650 내지 125 미크론(micron)일, 10 내지 145 미크론, 1 내지 140 미크론, 1 내지 130 미크론, 1 내지 125 미크론, 1 내지 120 미크론, 1 내지 115 미크론, 1 내지 110 미크론, 1 내지 105 미크론, 1 내지 100 미크론, 1 내지 95 미크론, 또는 1 내지 90 미크론일 수 있다. 예를 들어, 80 내지 90 미크론일 수 있다. 이때, 두께가 상기 범위 미만인 경우, 기계적 강도가 너무 약한 문제점이 있고, 상기 범위 이상인 경우, 생체 적합성 및 이용률이 떨어지는 문제점이 있을 수 있다. 상기 튜브의 두께는, 열 연신을 하기 전이 더 크고, 연신 공정을 반복할수록 얇아지며, 연신 공정이 지나칠 경우 두께가 매우 얇아지나 기계적 강도가 낮아 의료용 튜브의 기능을 하지 못하는 것일 수 있다.
상기 의료용 튜브는 1.0 내지 20.0의 탄성계수(GPa)를 가질 수 있다. 예를 들어, 1.0 내지 20.0, 1.0 내지 10.0, 1.0 내지 8.0, 1.0 내지 7.0, 1.5 내지 6.0, 2.0 내지 1.8, 2.5 내지 4.0 또는 2.2 내지 4.0일 수 있다.
또한, 상기 의료용 튜브는 30.0 내지 200.0의 인장 강도(MPa)를 가질 수 있다. 예를 들어, 30.0 내지 200.0, 30.0 내지 100.0, 30.0 내지 80.0, 40.0 내지 100.0, 50.0 내지 90, 55.0 내지 85, 60.0 내지 80, 45 내지 100.0일 수 있다.
상기한 바와 같이, 일 양상에 따른 세라믹 나노입자를 포함하는 의료용 튜브는 열 연신 틀을 통하여 특정 온도로 열 연신하여 분자의 배향성을 증대시킴으로써 기계적 물성을 향상시킬 수 있다.
일 양상에 따라 제조된 생분해성 고분자 튜브는 세라믹 입자를 포함하는 바, 생분해성 고분자의 분해 과정에서 생성되는 산성 부산물에 의한 염증 반응을 억제 할 수 있다. 또한, 두 방향 열 연신 공정을 적용함으로써 탄성 계수 또는 인장강도가 증가하는 등 기계적 물성이 향상될 뿐만 아니라 벽 두께가 감소된 생분해성 고분자 튜브를 제조할 수 있다.
도 1은 생분해성 고분자 재료의 두 방향 열연신 과정을 나타낸 모식도이다.
도 2은 생분해성 고분자 재료의 축방향 열연신 과정을 나타낸 모식도이다.
도 3는 생분해성 고분자 재료의 반경방향 열연신 과정을 나타낸 모식도이다.
도 4는 생분해성 고분자 재료의 반경방향 열연신 과정을 나타낸 모식도이다.
이하, 본 발명의 이해를 돕기 위하여 바람직한 실시예를 제시한다. 그러나 하기의 실시예는 본 발명을 보다 쉽게 이해하기 위하여 제공되는 것일 뿐, 하기 실시예에 의해 본 발명의 내용이 한정되는 것은 아니다.
제조예 1. 세라믹 나노입자를 포함하는 생분해성 고분자 의료용 튜브의 제조
가소성 중합체 펠릿을 고분자 용융부에 넣고 녹는점 이상의 온도로 가열하여 고분자 중합체를 융해시켰다. 이후, 상기 중합체에 세라믹 나노입자를 첨가하여 열가소성 중합체 용액에 세라믹 입자인 수산화 마그네슘이 고르게 분포할 수 있도록 혼합하였다.
이후, 세라믹 입자를 포함한 열가소성 및 생분해성 고분자를 압출장치를 이용하여 튜브로 압출하였다. 압출 온도는 200℃, 튜브의 직경은 1.5 내지 4.0 mm로 다양하게 압출하였으며, 두께는 100 내지 300 미크론(micron)으로 가공하였다. 예를 들어, 직경 2.5 mm, 두께 150 미크론으로 가공하였다.
제조예 2. 의료용 튜브의 열 연신 방법
2.1 축 방향 열 연신 방법
상기 압출된 튜브를, 축방향 열연신 장치를 이용해 축 방향으로 연신하였다.
도 2에 나타낸 바와 같이, 튜브를 드로잉 다이를 통해 열 연신하였다. 보다 구체적으로, 상기 압출된 튜브를 60도부터 고분자 PLLA의 용융온도에 해당하는 200도까지 가열하였다. 가열 시간은 3분으로 하여, 고분자 튜브에 고르게 연전달이 되어 고르게 연신이 되도록 하였다. 다음으로, 튜브의 한쪽 입구를 클램프에 고정하고 일정 속도로 연신하였다. 연신 속도는 100mm/분이었으며, 이보다 빨리 연신하였을 경우 튜브가 늘어나 공정 안정성이 떨어지고, 더 느리게 연신하였을 경우 연신에 너무 오랜 시간이 소요되어 효율성이 떨어지는 문제점이 있기 때문이다. 마지막으로, 연신된 튜브를 상온 내지 -200도의 온도에서 3분간 냉각하여, 온도가 40도 이하까지 떨어지도록 하였다.
그 결과, 축 방향 연신으로 인해 축 방향으로 분자가 배열됨으로써, 축 방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 증가하는 것을 확인할 수 있었다.
2.2 반경 방향 열 연신 방법
상기 압출된 튜브를, 반경방향 열연신 장치를 이용해 반경 방향으로 연신하였다.
보다 구체적으로, 도 4에 나타낸 바와 같이, 기계의 열 연신 틀 안에 튜브를 주입하였다. 다음으로, 튜브의 한쪽 입구를 튜브 마개로 실링하고, 한쪽 입구에는 노즐을 연결하여 일정한 공기압을 부여하였다. 공기압은 1atm이었다. 공기압을 부여한 다음, 60도부터 고분자 PLLA의 용융온도에 해당하는 200도까지 가열하였다. 가열 시간은 3분으로 하여, 고분자 튜브에 고르게 연전달이 되어 고르게 연신이 되도록 하였다. 마지막으로, 연신된 튜브를 상온 내지 -200도의 온도에서 3분간 냉각하여, 온도가 40도 이하까지 떨어지도록 하였다.
그 결과, 반경방향 연신으로 인해 반경방향으로 분자가 배열됨으로써, 반경방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 증가하는 것을 확인할 수 있었다.
2.3 축 방향 및 반경 방향 조합 연신 방법
2.3.1 축 방향 및 반경 방향의 순차적 연신 방법
상기 압출된 튜브를, 상기 실시예 2.1의 방법으로 축 방향 열 연신한 다음, 냉각을 시행하였다. 다음으로, 튜브를 상기 실시예 2.2의 방법으로 반경 방향 연신한 다음, 냉각을 시행하여 1회 교차 연신한 튜브를 생성하였다(축-반경).
2회 교차 연신 튜브의 경우, 상기와 같은 단계를 두 번 반복하였다(축-반경-축-반경).
그 결과, 도 1에 나타낸 것과 같이, 반경방향 연신으로 인해 반경방향으로 분자가 배열되고 축 방향 연신으로 인해 축 방향으로도 분자가 배열되면서, 축 방향 및 반경방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 모두 증가하여 기계적 물성이 극대화되는 것을 확인할 수 있었다. 상기와 같은 기계적 물성의 증가는, 1회 교차 연신보다 2회 교차 연신에서 효과가 더 뛰어났다.
따라서, 상기 스텐트 튜브의 경우 생분해성 고분자 스텐트에 혈액 및 혈관벽의 압력에 대한 저항력 향상, 리코일 및 포어쇼트닝 방지 효과를 부여할 수 있었다.
2.3.2 축 방향 및 반경 방향의 동시 연신 방법
상기 압출된 튜브를, 상기 실시예 2.1의 방법으로 축 방향 열 연신한 다음, 냉각이 없이 실시예 2.2의 방법으로 반경 방향 연신한 후, 냉각하여 1회 동시 교차 연신 튜브를 생성하였다.
2회 동시 교차 연신 튜브의 경우, 상기와 같은 단계를 두 번 반복하였다.
그 결과, 도 1에 나타낸 것과 같이, 반경방향 연신으로 인해 반경방향으로 분자가 배열되고 축 방향 연신으로 인해 축 방향으로도 분자가 배열되면서, 축 방향 및 반경방향에서 가해지는 힘에 대한 저항력이 모두 증가하여 기계적 물성이 극대화되는 것을 확인할 수 있었다. 상기와 같은 기계적 물성의 증가는, 1회 교차 연신보다 2회 교차 연신에서 효과가 더 뛰어났다.
따라서, 상기 튜브의 경우 생분해성 고분자 스텐트용 재료로 사용되었을 때, 혈액 및 혈관벽의 압력에 대한 저항력 향상, 리코일 및 포어쇼트닝 방지 효과를 부여할 수 있었다.
[실시예]
실험예 1- 축방향 연신
상기 제조예 1의 고분자 튜브를 축방향 연신 장치를 이용하여 65℃의 온도에서 100㎜/분의 연신속도로 열연신된 생분해성 고분자 튜브를 제조하였다.
실 험 예 2
75℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 1 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 3
85℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 1 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 4
95℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 1 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 5
105℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 1 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 6- 반경방향 연신
상기 제조예의 고분자 튜브를 반경방향 연신 장치를 이용하여 65℃의 온도에서 1 atm의 공기압으로 열연신된 생분해성 고분자 튜브를 제조하였다.
실험예 7
75℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 6 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 8
85℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 6 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 9
95℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 6 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 10
105℃의 온도에서 열 연신하였다는 점을 제외하고는, 상기 실시예 6 과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 11- 축방향 및 반경방향 1회 조합 연신(축 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 축 방향 연신한 다음, 반경 방향 연신하였다.
실험예 12 -축방향 및 반경방향 1.5 회 조합 연신(축 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 축 방향 연신한 다음, 반경 방향 연신하고, 다시 축 방향 연신하였다.
실험예 13 - 축방향 및 반경방향 2 회 조합 연신(축 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 축 방향 연신한 다음, 반경 방향 연신하고, 축 방향 연신한 다음, 다시 반경 방향 연신하였다.
실험예 14 -축방향 및 반경방향 1회 조합 연신(반경 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 반경 방향 연신한 다음, 축 방향 연신하였다.
실험예 15 축방향 및 반경방향 1.5회 조합 연신(반경 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 반경 방향 연신한 다음, 축 방향 연신하고, 다시 반경 방향 연신하였다.
실험예 16 - 축방향 및 반경방향 2 회 조합 연신(반경 선행)
상기 제조예 1의 튜브를 제조예 2의 방법으로 반경 방향 연신한 다음, 축 방향 연신하고, 다시 반경 방향 연신하며, 다시 축 방향 연신하였다.
[비교예]
비교예 1- 세라믹 입자 미포함, 연신 없음
열가소성 및 생분해성 고분자를 트윈 압출장치를 이용하여 튜브를 압출하였다. 압출 온도는 200℃, 튜브의 직경은 1.5 내지 4.0 mm로 다양하게 압출하였으며, 두께는 100 내지 300 미크론(micron)으로 가공하였다. 보다 구체적으로, 직경 2.5 mm, 두께 150 미크론 이었다.
비교예 2 -세라믹 입자 미포함, 2회 조합 연신(축 선행)
상기 비교예 1의 생분해성 고분자 튜브를 실시예 13과 동일한 방법으로 축-반경-축-반경 방향 열연신을 수행하였다.
비교예 3 -세라믹 입자 미포함, 2회 조합 연신(반경 선행)
상기 비교예 1의 생분해성 고분자 튜브를 실시예 16과 동일한 방법으로 반경-축-반경-축 방향 열연신을 수행하였다.
비교예 4-세라믹 입자 미포함, 1회 조합 연신
상기 비교예 1의 생분해성 고분자 튜브를 실시예 11과 동일한 방법으로 축-반경 방향 열 연신하였다.
비교예 5-세라믹 입자 포함, 연신 없음
세라믹 나노입자를 포함한 열가소성 및 생분해성 고분자를 사용하였다는 점을 제외하고는, 상기 비교예 1과 동일한 방법으로 수행하였다.
실험예 1. 열연신 및 세라믹 입자 구성에 따른 기계적 물성 변화 확인
만능물성시험장치를 이용하여 상기 실시예 1~11 및 비교예 1~2에서 제조한 튜브의 탄성계수, 인장강도를 시험하였으며, 그 결과는 하기 표 1 에 나타낸 바와 같다.
구분 탄성계수(GPa) 인장강도(MPa) 세라믹 입자 비고
실시예 1 2.41 49.4 포함
실시예 2 2.74 66.3 포함
실시예 3 3.31 65.4 포함
실시예 4 3.33 68.2 포함 축방향 최적조건
실시예 5 3.30 61.6 포함
실시예 6 2.47 57.0 포함
실시예 7 2.51 56.6 포함
실시예 8 2.75 62.5 포함
실시예 9 3.01 63.0 포함 반경방향 최적조건
실시예 10 3.00 61.9 포함
실시예 11 3.44 69.2 포함
실시예 12 3.51 70.9 포함
실시예 13 3.65 74.1 포함 최대 물성 향상
실시예 14 3.42 68.8 포함
실시예 15 3.57 72.7 포함
실시예 16 3.69 75.0 포함 최대 물성 향상
비교예 1 2.67 49.4 미포함
비교예 2 3.10 66.2 미포함
비교예 3 3.02 64.5 미포함
비교예 4 2.83 55.7 미포함
비교예 5 2.81 50.5 포함
표 1에 나타난 바와 같이, 세라믹 입자를 포함하지 않는 비교예 1 내지 4에 비하여 세라믹 입자를 포함하는 실시예 1 내지 16 및 비교예 5가 탄성계수 및 인장강도가 향상되었음을 확인할 수 있었다.
특히, 세라믹 입자를 포함하지 않고, 축-방향 1회 연신한 비교예 4의 경우, 세라믹 입자를 포함하고 축-방향 1회 연신한 실시예 11과 비교하여, 기계적 물성이 낮은 것을 확인할 수 있었다. 이는 세라믹 입자의 함유가 탄성계수 및 인장강도에 도움이 됨을 의미하는 것이다.
또한, 축방향 열연신을 이용한 실시예 1 내지 5 와 반경방향 열연신을 이용한 실시예 6 내지 10 보다 두 방향 연신을 이용한 실시예 11 내지 16이 탄성계수 및 인장강도가 더 많이 향상되어 기계적 물성이 뛰어났다.
더불어, 열연신을 더 많은 횟수로 수행할 경우, 기계적 물성이 증가하는 것을 확인할 수 있었다 특히, 축 방향과 반경 방향의 열 연신을 교차로 2회 실시한 실시예 13 및 16의 경우, 축 방향과 반경 방향의 연신을 교차하지 않거나 1회 교차한 실시예보다 기계적 물성이 현저하게 뛰어났다. 그러나, 3회 이상 교차한 경우 기계적 물성이 현저하게 낮아지는 현상도 관찰할 수 있었다(데이터 미도시).
즉, 축-반경-축-반경 방향 열연신을 차례로 거친 실시예 13과 반경-축-반경-축 실시예 16에서 가장 큰 기계적 물성 향상을 확인할 수 있었다. 또한, 축-반경-축 방향 열연신(실시예 12) 및 반경-축-반경 방향 열연신(실시예 15)와 비교하여 반경 및 축 방향 열연신을 교차로 2회 실시한 경우가 가장 효과가 뛰어남을 관찰하였다.
세라믹 입자를 포함하는 생분해성 튜브는 열연신에 의해 기계적 물성이 향상되지만, 단일방향(축, 반경) 열연신에 비하여 두방향 열연신을 수행함으로써 생분해성 고분자 튜브에 특히 더 높은 기계적 물성이 부여될 수 있다. 더 나아가 축방향, 반경방향 열연신 반복은 기계적 물성을 보다 더 향상시킬 수 있다.
실험예 2. 열연신에 따른 생분해성 고분자 튜브의 벽 두께 변화 확인
광학 현미경을 이용하여 상기 실시예 1 내지 11 및 비교예 1 내지 2에서 제조한 튜브의 단면을 확인함으로써 생분해성 고분자 튜브의 벽 두께를 확인하였으며, 그 결과는 하기 표 2 에 나타낸 바와 같다.
구분 벽 두께(미크론)
실시예 1 137.4
실시예 2 137.6
실시예 3 130.1
실시예 4 129.5
실시예 5 129.7
실시예 6 136.5
실시예 7 126.9
실시예 8 118.9
실시예 9 115.9
실시예 10 116.2
실시예 11 119.3
실시예 12 95.8
실시예 13 89.6
실시예 14 107.5
실시예 15 96.4
실시예 16 88.9
비교예 1 150.2
비교예 2 90.0
비교예 3 89.6
비교예 4 126.0
비교예 5 150.0
표 2에 나타난 바와 같이, 열연신된 생분해성 고분자 튜브인 실시예1 내지 16, 비교예 2 내지 4는 열연신을 수행하기 전인 비교예 1, 비교예 5에 비해서 벽 두께가 감소함을 확인할 수 있었다.
또한, 세라믹 입자를 포함하는 생분해성 고분자 튜브를 열연신한 실시예 1 내지 16에서 열연신 공정의 수행 횟수가 많을수록 벽 두께가 더욱 감소되는 것을 확인할 수 있었다. 실시예 13, 실시예 16에서 가장 큰 벽 두께 감소를 확인하였다. 즉, 두 방향 열연신은 생분해성 고분자 튜브의 벽 두께 감소에 기여할 수 있으며, 열연신의 수행 횟수 비례하여 감소하는 양상을 확인할 수 있었다. 그러나, 3회 이상 조합 열연신의 경우 두께는 얇으나 기계적 물성이 낮아져 스텐트 튜브로써 부적합하였다.

Claims (17)

  1. 열가소성 중합체 용액에 세라믹 입자를 혼합하여 고분자 용액을 제조하는 단계;
    상기 고분자 용액을 압출하는 단계; 및
    상기 압출된 고분자를 축 방향 및 반경 방향으로 순차 2축 열 연신하는 단계를 포함하는 의료용 튜브의 제조방법.
  2. 청구항 1에 있어서, 상기 열 연신하는 단계는 축 방향 및 반경 방향 순차 2축 연신을 1회 내지 2회 수행하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  3. 청구항 1에 있어서, 상기 상기 열 연신하는 단계의 연신 온도는 85 내지 140 ℃ 인 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  4. 청구항 1에 있어서, 상기 반경 방향 연신은 연신틀에 공기압을 주입하여 열 연신하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  5. 청구항 1에 있어서, 상기 열가소성 중합체는 락티드, L-락티드, D-락티드, D,L-락티드, 글리콜리드, 카프로락톤, 디옥사논, 트리메틸렌 카보네이드 및 안하이드라이드로 구성된 군에서 선택된 하나 이상의 단량체를 포함하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  6. 청구항 1에 있어서, 상기 세라믹 입자는 알칼리/희토류 금속, 알칼리/희토류 토금속의 산화물, 알칼리/희토류 금속 또는 알칼리/희토류 토금속의 수산화물, 알칼리/희토류 금속을 함유하는 화합물인 수산화리튬, 수산화베릴륨, 수산화나트륨, 수산화마그네슘, 수산화칼륨, 수산화칼슘, 수산화루비듐, 수산화스트론튬, 수산화바륨, 수산화세슘, 수산화프란슘, 수산화라듐, 수산화세륨, 산화마그네슘, 산화나트륨, 산화리튬, 산화나트륨, 산화망간, 산화칼륨, 산화칼슘, 산화바륨, 산화세슘, 산화라듐, 산화세륨 황산마그네슘, 염화마그네슘, 탄산마그네슘, 브롬화마그네슘, 스테아린산마그네슘, 과염소산마그네슘, 시트르산마그네슘, 인산마그네슘, 질산마그네슘, 질화마그네슘, 요오드화마그네슘, 아세트산마그네슘, 마그네슘에톡시드, 불화마그네슘, 수소화마그네슘, 망간 모노퍼록시프탈레이트, 수산화붕소마그네슘, 규화마그네슘, 붕소화마그네슘, 알루민산마그네슘, 마그네슘메틸레이트, 마그네슘메탈로시아닌, 살리실산마그네슘, 헥사플루오로규산마그네슘, 스트루브석(Struvite), 훈타이트(Huntite), 휘틀록석(Whitlockite), 브레이자이트(Bredigite), 돌로마이트(Dolomite), 탄산칼슘, 형석(Fluorspar), 인산삼석회(tricalcium phosphate) 및 수산화인회석(hydroxyapatite) 으로 이루어지는 군으로부터 하나 이상을 포함하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  7. 청구항 1에 있어서, 상기 압출은 50 내지 500℃의 온도에서 수행되는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  8. 청구항 1에 있어서, 상기 고분자 용액을 압출한 후, 가공하는 단계를 추가로 포함하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  9. 청구항 1에 있어서, 상기 튜브는 1 내지 200 미크론(micron)의 두께인 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  10. 삭제
  11. 청구항 1에 있어서, 상기 연신은 0.1 내지 15,000㎜/분의 속도로 수행되는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  12. 청구항 1에 있어서, 상기 의료용 튜브는 약물방출용 고분자 튜브, 골이식재, 카테터, 눈물관 대체용 튜브, 비혈관계 스텐트 또는 혈관계 스텐트를 포함하는 것인 의료용 튜브의 제조방법.
  13. 청구항 1의 방법으로 제조된 의료용 튜브.
  14. 청구항 13에 있어서, 상기 의료용 튜브는 1 내지 200 미크론(micron)의 두께인 것인 의료용 튜브.
  15. 청구항 13에 있어서, 1.0 내지 20.0의 탄성계수(GPa)를 갖는 것인 의료용 튜브.
  16. 청구항 13에 있어서, 30.0 내지 200.0의 인장 강도(MPa)를 갖는 것인 의료용 튜브.
  17. 청구항 13에 있어서, 상기 의료용 튜브는 약물방출용 고분자 튜브, 골이식재, 카테터, 눈물관 대체용 튜브, 비혈관계 스텐트 또는 혈관계 스텐트를 포함하는 것인 의료용 튜브.
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
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JP2005503865A (ja) 2001-09-28 2005-02-10 ボストン サイエンティフィック リミテッド ナノ材料からなる医療デバイス及びそれを利用した治療方法
JP2008512270A (ja) * 2004-09-08 2008-04-24 ボストン サイエンティフィック リミテッド 医療用装置及び同装置を製造する方法
JP2008529733A (ja) 2005-02-17 2008-08-07 ボストン サイエンティフィック リミテッド 医療器具
JP2010514474A (ja) * 2006-12-22 2010-05-06 アボット カーディオヴァスキュラー システムズ インコーポレイテッド ポリマー−及びポリマーブレンド−バイオセラミック複合体製埋込み型医用デバイス
JP6505438B2 (ja) * 2011-06-30 2019-04-24 エリクシアー メディカル コーポレイション 生分解性内部人工器官およびその作製方法

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005503865A (ja) 2001-09-28 2005-02-10 ボストン サイエンティフィック リミテッド ナノ材料からなる医療デバイス及びそれを利用した治療方法
JP2008512270A (ja) * 2004-09-08 2008-04-24 ボストン サイエンティフィック リミテッド 医療用装置及び同装置を製造する方法
JP2008529733A (ja) 2005-02-17 2008-08-07 ボストン サイエンティフィック リミテッド 医療器具
JP2010514474A (ja) * 2006-12-22 2010-05-06 アボット カーディオヴァスキュラー システムズ インコーポレイテッド ポリマー−及びポリマーブレンド−バイオセラミック複合体製埋込み型医用デバイス
JP6505438B2 (ja) * 2011-06-30 2019-04-24 エリクシアー メディカル コーポレイション 生分解性内部人工器官およびその作製方法

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