KR20120116658A - 인공 지지체 및 그 제조 방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 메쉬(mesh) 형태의 인공 지지체 및 그 제조 방법에 관한 것이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체는 제1 방향을 따라 연장되고, 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 일정한 간격으로 배치되는 복수의 제1 섬유 및 상기 제1 섬유 상에서 상기 제2 방향을 따라 연장되고, 상기 제1 방향을 따라 일정한 간격으로 배치되는 복수의 제2 섬유를 포함한다.

Description

인공 지지체 및 그 제조 방법 {SCAFFOLD AND FABRICATING METHOD OF THE SAME}

본 발명은 인공 지지체 및 그 제조 방법에 관한 것으로서, 보다 상세하게는 메쉬(mesh) 형태의 인공 지지체 및 그 제조 방법에 관한 것이다.

조직 공학(Tissue Engineering) 분야는 손상된 장기를 재생하기 위하여 환자의 조직으로부터 소량 채취한 세포를 체외에서 대량으로 배양한 후, 3차원 조직으로 분화시켜 이것을 조직 및 기관으로 재생시키는 기술 분야로서, 조직 공학 분야와 관련하여 최근 손상된 인체의 다양한 조직과 기관의 기능을 복원하기 위해 다양한 접근 방식으로 연구가 진행되고 있다.

조직 공학에서 조직의 3차원 배양을 위해서는 세포가 3차원 환경으로 인식할 수 있는 인공 지지체를 필요로 하는데, 이러한 인공 지지체는 세포가 원활한 증착, 증식 및 분화를 유도할 수 있도록 적절한 세포외기질(Extra cellular matrix, ECM) 구조를 가지고 있어야 한다. 또한, 세포의 이동, 신진대사 촉진 및 영양분 공급을 위한 혈관 침투를 위해 적절한 크기로 서로 연결된 다공성 구조를 가져야 하며, 조직 재생 기간 동안 그 형태를 유지할 수 있을 정도의 적절한 강도가 유지되어야 한다.

한편, 인체에는 해부학적으로 막(membrane) 형태의 조직이나 기관이 상당수 존재하는데, 최근 이러한 막 형태의 손상된 조직, 특히 얇은 골 조직을 대체하거나 재생하기 위한 메쉬(mesh) 형태의 인공 지지체가 요구된다. 하지만, 이러한 메쉬 형태의 인공 지지체를 제작하는데 있어서 공극의 크기를 조절하기가 어려우며, 기계적 강도가 매우 약하여 조직 재생에 있어서 어려움이 따르는 문제가 발생한다.

본원 발명은 상술한 배경기술의 문제점을 해결하기 위한 것으로서, 생체 적합성 및 기계적 강도가 우수한 메쉬 형태의 인공 지지체를 제공하는 데 그 목적이 있다.

또한, 공극의 크기를 조절할 수 있고 독성의 유기 용매를 사용하지 않는 인공 지지체의 제조 방법을 제공하는 데 그 목적이 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체는 제1 방향을 따라 연장되고 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 소정의 간격으로 배치되는 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제1 섬유 상에서 상기 제2 방향을 따라 연장되고 상기 제1 방향을 따라 소정의 간격으로 배치되는 복수의 제2 섬유를 포함한다. 상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유는 각각 생체 고분자를 포함한다.

각각의 상기 복수의 제1 섬유의 상기 제2 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛일 수 있고, 각각의 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛일 수 있다.

각각의 상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향 및 상기 제2 방향과 교차하는 제3 방향을 따라 측정한 두께는 50㎛ 내지 100㎛일 수 있다.

인접한 상기 복수의 제1 섬유 사이의 간격은 500㎛ 내지 300㎛일 수 있고, 인접한 상기 복수의 제2 섬유 사이의 간격은 500㎛ 내지 300㎛일 수 있다.

상기 생체 고분자는 폴리락틱산(Poly-lactic acid, PLA), 폴리글리콜산(Poly-glycolic acid, PGA), 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, PCL), 폴리락틱코글리콜산(Poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA) 또는 이들의 혼합물일 수 있다.

상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유는 하이드록시아파타이트(Hydroxyapatite) 또는 트리칼슘 포스페이트(Tri-calcium phosphate)를 더 포함할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체의 제조 방법은 시린지(syringe)에 생체 고분자를 주입하고, 상기 시린지에 주입된 상기 생체 고분자를 분사하여 제1 방향을 따라 연장되는 복수의 제1 섬유를 일정한 간격으로 형성하고, 상기 시린지에 주입된 상기 생체 고분자를 상기 복수의 제1 섬유 상에 분사하여 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 연장되는 복수의 제2 섬유를 일정한 간격으로 형성하는 단계를 포함한다.

각각의 상기 복수의 제1 섬유의 상기 제2 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛로 형성할 수 있고, 각각의 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛로 형성할 수 있다.

상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유 각각의 상기 제1 방향 및 상기 제2 방향과 교차하는 제3 방향을 따라 측정한 두께는 50㎛ 내지 100㎛로 형성할 수 있다.

인접한 상기 복수의 제1 섬유 사이의 간격은 50㎛ 내지 300㎛로 형성할 수 있고, 인접한 상기 복수의 제2 섬유 사이의 간격은 50㎛ 내지 300㎛로 형성할 수 있다.

상기 생체 고분자는 폴리락틱산, 폴리글리콜산, 폴리카프로락톤, 폴리락틱코글리콜산 또는 이들의 혼합물일 수 있다.

상기 시린지에 생체 고분자와 함께 하이드록시아파타이트 또는 트리칼슘 포스페이트를 주입할 수 있다.

본 발명의 일 실시예에 따르면, 메쉬 형태의 인공 지지체의 생체 적합성이 우수하고, 인공 지지체의 기계적 강도 및 유연성을 우수하다.

또한, 인공 지지체의 제작에 있어서 독성 유기 용매를 사용하지 않아 세포 독성이 없게 되고, 그에 따라 세포의 증식을 향상시킬 수 있다.

도 1a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체를 나타내는 사진이다.
도 1b는 도 1의 인공 지지체를 확대하여 나타낸 사진이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따라 인공 지지체를 제조하기 위한 다축 적층 시스템의 구성을 개략적으로 나타내는 도면이다.
도 3a 및 도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따라 인공 지지체를 제조하는 과정을 순차적으로 나타내는 도면이다.
도 4는 본 발명의 실험예 1에 따른 인공 지지체에서의 세포 증식 평가를 나타내는 그래프이다.
도 5a 및 도 5b는 본 발명의 실험예 1에서 인공 지지체에 세포를 증식한 후 이를 확대하여 나타낸 사진이다.
도 6은 본 발명의 실험예 2에서 인공 지지체의 재료에 따른 인장 실험 결과를 나타내는 그래프이다.
도 7a 및 도 7b는 각각 본 발명의 실험예 3에서 인공 지지체의 재료에 따른 표면 거칠기를 나타내는 사진이다.
도 8 내지 도 10은 각각 본 발명의 실험예 3에서 인공 지지체의 재료에 따라 각각 ALP, Runx2 및 칼슘 함유량을 나타내는 그래프이다.

이하, 첨부한 도면을 참고로 하여 본 발명의 실시예에 대하여 본 발명이 속하는 기술 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 용이하게 실시할 수 있도록 상세히 설명한다. 한편, 도면에서 각 구성요소의 크기는 설명의 편의를 위하여 임의로 나타낸 것으로, 본 발명이 반드시 도면에 도시된 바에 한정되지 않는다.

도 1a는 본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체를 나타내는 사진이고, 도 1b는 도 1의 인공 지지체를 확대하여 나타낸 사진이다.

도 1a 및 도 1b를 참조하면, 본 실시예에 따른 인공 지지체는 복수의 공극을 포함하는 메쉬(mesh) 형상을 갖는다. 구체적으로, 본 실시예에 따른 인공 지지체는 도 1a 및 도 1b의 가로 방향(이하, '제1 방향'이라 함)을 따라 연장되는 복수의 제1 섬유 및 도 1a 및 도 1b의 세로 방향(이하, '제2 방향'이라 함)을 따라 연장되는 복수의 제2 섬유를 포함한다. 복수의 제1 섬유는 제2 방향을 따라 일정한 간격으로 배치되고, 복수의 제2 섬유는 복수의 제1 섬유 상에 형성되며 제1 방향을 따라 일정한 간격으로 배치된다.

현재 티타늄 재질의 인공 지지체는 기계적 강도가 우수하고 세포 적합성이 우수하여 널리 이용되고 있다. 하지만 티타늄 재질의 인공 지지체가 체내에 매식될 때 일반적으로 섬유 조직으로 쌓여 있기 때문에, 골 조직에 사용하게 될 경우 주변 골과의 결합에서 문제를 야기시킬 수 있다. 또한, 체내에 매식 후 이를 제거하기 위해 2차 수술을 시행해야 하는 단점이 있다.

이에 따라, 본 실시예에서는 인공 지지체를 제조함에 있어서 생체 적합성이 우수하고 생분해성이 뛰어난 생체 고분자를 사용한다.

인공 지지체의 제1 섬유 및 제2 섬유는 각각 폴리락틱산(Poly-lactic acid, PLA), 폴리글리콜산(Poly-glycolic acid, PGA), 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, PCL), 폴리락틱코글리콜산(Poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA) 또는 이들을 혼합한 생체 고분자로 이루어질 수 있다.

한편, 이러한 생체 고분자와 함께 하이드록시아파타이트(Hydroxyapatite, HA), 트리칼슘 포스페이트(Tri-calcium phosphate, TCP)와 같은 골 구성 성분 세라믹을 더 포함할 수도 있다. 이러한 골 구성 성분 세라믹을 생체 고분자와 혼합하여 인공 지지체를 형성하는 경우 인공 지지체의 기계적 강도가 향상되는 이외에 인공 지지체의 표면 거칠기가 증가하여 세포 접착 효율이 증대되는 등의 효과를 기대할 수 있는데, 이에 대하여는 후술하기로 한다.

이와 같이 생체 고분자로 이루어진 본 실시예의 메쉬 형태의 인공 지지체는 티타늄에 비하여 우수한 생체 친화도를 갖게 된다. 또한, 일정한 두께의 섬유들이 방향성을 가지며 배열되어 있기 때문에 우수한 기계적 강도를 갖게 되고, 라인 폭에 비하여 라인 길이가 길기 때문에 충분한 탄성력과 가요성(flexibility)을 갖게 된다.

도 2는 본 발명의 일 실시예에 따라 인공 지지체를 제조하기 위한 다축 적층 시스템의 구성을 개략적으로 나타내는 도면이고, 도 3a 및 도 3b는 본 발명의 일 실시예에 따라 인공 지지체를 제조하는 과정을 순차적으로 나타내는 도면으로, 이하에서는 이들을 참조하여 본 발명의 일 실시예에 따른 인공 지지체를 제조하는 방법을 설명한다.

본 실시예에서는 인공 지지체를 제조하기 위하여 다축 적층 시스템(100)을 이용한다. 자유 형상 제작 방식이란 쾌속 조형(rapid prototype) 기술을 기반으로 캐드(CAD) 데이터로부터 얻은 자유 형상 정보를 G코드(G-code)로 변환하여 재료를 한층 한층 적층함으로써 원하는 3차원 형상을 제작하는 기술로서, 다축 적층 시스템(multi-head deposition system)(100)은 이러한 자유 형상 제작(solid free-form fabrication) 방식을 적용하여 3차원 조직 공학용 인공 지지체를 제작하는 시스템이다.

다축 적층 시스템(100)은 서로 독립적으로 위치, 온도 및 압력의 제어가 가능한 시스템으로서, 재료를 열 용융 방식으로 녹인 후 공압으로 분사하는 방식으로 3차원 인공 지지체를 제작한다.

도 2를 참조하면, 다축 적층 시스템(100)은 인공 지지체 재료를 기 설정된 폭으로 분출시키는 적층 헤드(150)를 구비한다. 적층 헤드(150)는 재료가 유입되고 이를 보관하는 시린지(syringe)(151), 시린지(151)로 유입된 재료를 분사시키는 노즐(153) 및 재료의 온도를 적절하게 유지시키는 히터(155)를 포함하는데, 본 실시예에서는 적층 헤드(150)의 시린지(151)에 생체 고분자를 주입하여 각각의 노즐(153)을 통해 분사함으로써 인공 지지체(200)를 형성한다. 한편, 본 실시예에서는 생체 고분자 주입 시 골 구성 성분 세라믹을 함께 주입할 수도 있다.

이런 적층 헤드(150)를 x축과 y축으로 이루어진 평면 좌표뿐만 아니라 상하 방향의 z축으로도 거동시키기 위해 다축 적층 시스템(100)은 적층 헤드(150)를 x축 방향으로 거동시키는 x축 변위 이동부(120), 적층 헤드(150)를 y축 방향으로 거동시키는 y축 변위 이동부(130), 적층 헤드(150)를 z축 방향으로 상하 거동시키는 z축 변위 이동부(140)를 각각 구비한다.

이와 같은 다축 적층 시스템(100)은 작업 테이블(110)에 인공 지지체 재료, 즉 생체 고분자를 매트릭스 방식으로 적층함으로써, 형상화하고자 하는 3차원 형상의 인공 지지체(200)를 제작할 수 있다.

제작하고자 하는 인공 지지체(200)의 형상 등은 데이터 모델(20)을 통해 통합 제어장치(10)에 입력된다. 이 때, 인공 지지체(200)의 데이터 모델(20)은 3D 캐드(CAD) 데이터로 입력하기 위하여 3차원 형상의 인공 지지체(200)의 각 좌표 값이 설정되는 것이 바람직하다.

통합 제어장치(10)는 인공 지지체(200)의 3차원 형상 데이터 모델에 따라 다축 적층 시스템(100)의 작동을 제어한다. 이에 의해, 다축 적층 시스템(100)은 통합 제어장치(10)로부터 전달되는 인공 지지체(200)의 3차원 형상 데이터에 따라 적층 헤드(150)를 설정하고자 하는 좌표 값으로 거동시키면서 인공 지지체 재료, 즉 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료를 교대로 분사한다.

온도 제어기(30)는 다축 적층 시스템(100)의 적층 헤드(150)에 연결되어, 적층 헤드(150)의 시린지(151)의 온도를 제어한다. 구체적으로, 온도 제어기(30)는 적층 헤드(150)에 부착된 히터(155)와 연결되어 이를 제어함으로써, 적층 헤드(150)의 시린지(151) 내의 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료를 기 설정된 온도로 가열 또는 유지하고, 이로 인해 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료는 분사되기에 적절한 상태로 변화 또는 유지되어, 적층 헤드(150)의 시린지(151)를 통해 기 설정된 굵기로 분사될 수 있다. 한편, 온도 제어기(30)는 다축 적층 시스템(100)뿐만 아니라, 통합 제어장치(10)에도 함께 연결됨으로써, 적층 헤드(150)의 거동에 연계되어 동작할 수 있다.

압력 제어기(40)는 다축 적층 시스템(100)의 적층 헤드(150)에 연결되어, 적층 헤드(150)에 전달되는 압력을 제어한다. 즉, 압력 제어기(40)는 적층 헤드(150)의 압력 전달기에 전달되는 압력을 제어하는 수단으로서, 적층 헤드(150)의 노즐(153)을 통해 분출되는 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료의 분사 속도를 달리할 수 있다.

본 실시예에 따른 압력 제어기(40)는 공압 방식에 의해 적층 헤드(150)의 압력 전달기에 압력을 전달한다. 이를 위해 3차원 인공 지지체 제조 시스템은 적층 헤드(150)의 압력 전달기에 직접적인 압력을 가하는 공압기(50)를 구비하며, 이런 공압기(50)는 압력 제어기(40)에 의해 작동된다. 이 때, 공압기(50)는 다축 적층 시스템(100)의 각 축에 독립적으로 연결되어 각 축별로 다양하게 공압을 조절할 수 있다.

이하에서, 이와 같은 다축 적층 시스템(100)을 이용하여 인공 지지체를 제조하는 방법을 구체적으로 설명한다.

우선, 캐드(CAD) 프로그램을 사용하여 원하는 형상 정보에 따라 인공 지지체를 설계한다. 이렇게 설계된 인공 지지체(200)의 형상 정보는 데이터 모델(20)로부터 통합 제어장치(10)로 데이터를 전달한다. 통합 제어장치(10)는 전달된 형상 정보를 토대로 온도 제어기(30), 압력 제어기(40) 및 각 축 방향으로의 변위 이동부들(120, 130, 140)을 제어한다.

적층 헤드(150)의 시린지(151)에 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료를 주입한 후, 온도 제어기(30) 및 히터(155)를 통하여 이들이 분사되기에 적합한 상태가 유지되도록 시린지(151)의 온도를 조절한다. 이 때, 전술한 바와 같이, 생체 고분자로는 각각 폴리락틱산, 폴리글리콜산, 폴리카프로락톤, 폴리락틱코글리콜산 또는 이들의 혼합물을 사용할 수 있고, 이러한 생체 고분자와 함께 주입될 수 있는 골 구성 성분 세라믹으로는 하이드록시아파타이트 또는 트리칼슘 포스페이트을 사용할 수 있다.

이후, 적층 헤드(150)가 변위 이동부들(120, 130, 140) 및 압력 제어기(40)의 제어를 받고, 적층 헤드(150)의 분사 노즐(153)을 통해 작업 테이블(110) 상에 생체 고분자를 분사함으로써 인공 지지체(200)를 형성하게 된다.

도 3a를 참조하면, 시린지에서 용융시킨 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료를 소정의 간격을 두고 제1 방향을 따라 복수 회 분사시켜 복수의 제1 섬유(210)를 형성한다. 이 때, 각각의 제1 섬유(210)의 폭(W)은 약 50㎛ 내지 약 300㎛로 형성할 수 있고, 두께(T)는 약 50㎛ 내지 100㎛로 형성할 수 있다. 또한, 인접한 제1 섬유(210)의 사이의 간격(D)는 약 50㎛ 내지 300㎛로 형성할 수 있다.

도 3b를 참조하면, 복수의 제1 섬유(210) 상에서 생체 고분자 또는 생체 고분자와 골 구성 성분 세라믹의 혼합 재료를 소정의 간격을 두고 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 복수 회 분사시켜 복수의 제2 섬유(220)를 형성한다. 이 때, 각각의 제2 섬유(220)의 폭 및 두께의 범위와, 인접한 제2 섬유(220) 사이의 거리의 범위는 제1 섬유(210)의 경우와 동일하게 형성할 수 있다.

이와 같이, 다축 적층 시스템(100)을 이용하여 복수의 제1 섬유(210)와 복수의 제2 섬유(220)가 공극이 격자 형태로 형성된 인공 지지체(200)가 형성할 수 있다.

이러한 인공 지지체의 제조 방법에 따르면 제조 과정에서 별도의 독성 유기 용매들을 사용하지 않아 세포 친화적인 인공 지지체를 생산할 수 있다.

한편, 각기 다른 세포적, 화학적, 물리적 특성을 갖는 여러 종류의 생체 고분자를 혼합하여 사용하는 경우, 서로 다른 유리 전이 온도, 용융 온도 등으로 인해 열 용융 방식을 적용하여 인공 지지체를 제작하기 위해서는 서로 다른 가공 조건을 채택하여야 한다.

이에, 본 실시예에서는 다축 적층 시스템(100)을 이용함으로써 개별적 온도 조절 및 공압 조절이 가능하여 재료에 따른 제작 조건을 용이하게 반영할 수 있다.

또한, 온도, 공압 및 노즐 이송 속도를 조절함으로써 인공 지지체(200)를 구성하는 섬유들(210, 220)의 폭을 용이하게 조절할 수 있고, 캐드/캠(CAD/CAM) 방식으로 공극의 크기 및 인공 지지체의 두께를 쉽게 조절할 수 있어, 체내의 다양한 조직에 따라 적합한 인공 지지체를 용이하게 제조할 수 있게 된다. 또한, 캐드/캠(CAD/CAM) 방식을 적용하여 동일한 형상의 인공 지지체를 반복적으로 생산할 수도 있게 된다.

이하에서는 본 발명을 구체적인 실시예 및 실험예를 통하여 설명한다.

실시예 1

본 실시예에서는 가로, 세로 및 두께가 각각 3cm, 3cm 및 0.2mm로 인공 지지체를 설계한다. 인공 지지체의 각각의 섬유의 폭은 150㎛로 설계하고, 메쉬 형태의 인공 지지체의 공극의 크기는 250㎛로 설계한다. 인공 지지체의 두께는 200㎛로 설계하는데, 이는 적층하는 층의 개수로 조절 가능한 것으로서 본 실시예에서는 100㎛ 두께의 층을 두 번 적층하여 200㎛가 되도록 설계한다.

이렇게 설계된 인공 지지체의 캐드(CAD) 형상 정보는 G코드(G-code) 정보로 변환한다.

한편, 본 실시예에서는 인공 지지체의 섬유를 형성하기 위한 생체 고분자로 폴리락트산(PLA)과 폴리글리콜산(PGA)을 85:15로 혼합한 폴리락틱글리콜산(PLGA)과 폴리카프로락톤(PCL)을 1:1로 혼합한 재료를 사용한다.

이러한 생체 고분자 재료를 다축 적층 시스템에 장착된 시린지에 주입하고, 이를 120℃ 내지 130℃의 온도로 가열한다. 이 때, 온도는 온도 제어기를 통해 약 150℃까지 원하는대로 제어가 가능하다.

이렇게 용융된 생체 고분자는 고점도이지만 유동이 있는 상태이므로 고압의 공압을 가하면 노즐을 통해 섬유 형태로 분사되는바, 본 실시예에서는 650kPa, 즉 약 6기압의 공압을 가해 생체 고분자를 분사한다.

분사되는 섬유의 폭을 150㎛가 되도록 노즐의 이송 속도는 약 100mm/min으로 설정한다.

이와 같이 제작한 섬유 한 층의 두께는 100㎛로, 노즐의 위치를 z축 방향으로 100㎛만큼 이동시키고 두 번째 층을 첫 번째 층 상에 90° 회전시켜 격자로 분사한다. 이에 따라, 200㎛ 두께를 갖는 메쉬 형태의 인공 지지체를 제작할 수 있다.

한편, 인공 지지체의 탄성과 가요성은 인공 지지체 제작 시 중요하게 고려해야하는 사항인데, 본 실시예에서는 두께를 200㎛로 작게 형성하고, 라인 폭에 비하여 라인 길이를 충분히 길게 형성하기 때문에 인공 지지체의 탄성과 가요성이 우수하게 된다.

이하에서는 상기 실시예를 통하여 제작된 메쉬 형태의 인공 지지체의 세포 적합성을 평가하기 위한 구체적인 실험 결과를 설명한다.

실시예 2

본 실시예에서는 생체 고분자로 폴리카프로락톤(PCL)을 사용하였고, 인공 지지체의 크기, 형상 등은 실시예 1과 동일하게 형성한다.

실시예 3

본 실시예에서는 생체 고분자로 폴리락틱글리콜산(PLGA)을 사용하였고, 기타 인공 지지체의 크기, 형상 등은 실시예 1과 동일하게 형성한다.

실시예 4

본 실시예에서는 생체 고분자로 폴리카프로락톤(PCL)과 폴리락틱글리콜산(PLGA)을 혼합한 재료를 사용하고, 이에 트리칼슘 포스페이트(TCP)를 20%중량비로 혼합하였다. 기타 인공 지지체의 크기, 형상 등은 실시예 1과 동일하게 형성한다.

실험예 1

실시예 1에 따른 메쉬 형태의 인공 지지체의 세포 적합성을 검증하기 위하여 인 비트로(in vitro) 실험을 수행하였다. 실험을 위하여 골아 세포(pre-osteoblast)인 MC3T3-E1과 섬유아 세포(fibroblast)인 NIH-3T3을 사용하였으며, 인공 지지체당 2 X 10⁵ 개의 세포를 식종하였다.

세포 증식의 평가를 위하여 셀 카운팅 키트(cell counting kit-8)(CCK-8, Dojindo, Japan)을 사용하였으며, 7일까지의 증식 평가를 수행하였다.

도 4는 본 발명의 실험예 1에 따른 인공 지지체의 세포 적합성을 평가한 결과로서, 이를 참조하면 두 종류의 세포 모두 메쉬 형태의 인공 지지체에서 7일간 활발하게 증식하는 것을 흡광도(optical density)를 통해 확인할 수 있다.

도 5a 및 도 5b는 본 발명의 실험예 1에 따른 인공 지지체에서 세포를 증식한 후 이를 확대하여 나타낸 사진으로, 구체적으로 7일간의 증식 실험 이후 인공 지지체를 10% 포르말린(formalin) 용액에 고정시킨 후 전자 현미경으로 관찰한 사진이다.

도 5a 및 도 5b를 참조하면, 세포들이 메쉬 형태의 인공 지지체 상에 세포외기질(ECM)을 분비하며 고루 덮고 있음을 확인할 수 있다.

이를 통하여 본 실시예에 따른 메쉬 형태의 인공 지지체는 세포 독성이 없다는 것을 검증할 수 있으며, 뿐만 아니라 세포가 접착하여 증식할 수 있는 특성을 지녔음을 확인할 수 있다.

특히, MC3T3-E1과 NIH-3T3 두 종류의 세포를 통해 본 실시예의 인공 지지체가 골 조직 또는 피부 조직과 같은 섬유 조직 재생에 효과가 있음을 유추할 수 있다.

실험예 2

본 실험예에서는 각각의 실시예에 의해 제작된 메쉬 형태의 인공 지지체의 기계적 인장 실험을 수행하였다.

도 6은 본 발명의 실험예 2에 따른 인공 지지체의 재료에 따른 인장 실험 결과를 나타내는 그래프로서, 이를 참조하면 생체 고분자로 폴리카프로락톤(PCL)를 사용한 실시예 2의 인공 지지체의 경우, 파단이 일어나는 응력이 다른 재료로 형성한 인공 지지체보다 높지만, 파단이 일어나기 전까지 발생하는 변형량이 가장 크게 됨을 알 수 있다. 또한, 파단이 일어나기 전까지의 응력 상승 곡선 기울기에 해당하는 역학적 계수는 가장 낮게 나타남을 확인할 수 있다.

이를 통하여, 폴리카프로락톤(PCL)은 탄성 및 가요성이 많이 필요한 경우에 적합한 재료라고 할 수 있다.

생체 고분자로 폴리락틱글리콜산(PLGA)을 사용한 실시예 3의 인공 지지체의 경우에는 파단이 일어나기 전까지의 응력 상승 곡선이 가장 가파름, 즉 역학적 계수가 큼을 알 수 있고, 파단 역시 가장 빨리 일어남을 알 수 있다.

이에 따라, 폴리락틱글리콜산(PLGA)은 취성을 가져, 이로 형성한 인공 지지체는 쉽게 부서지는 특성을 가짐을 알 수 있다.

생체 고분자로 폴리락틱글리콜산(PLGA) 및 폴리카프로락톤(PCL)을 혼합한 실시예 1의 경우에는, 실시예 2와 실시예 3의 중간 정도의 기계적 물성치를 나타냄을 알 수 있다. 즉, 폴리카프로락톤(PCL)의 성분으로 인해 쉽게 파단되지 않고 가요성의 성질을 보이면서 폴리락틱글리콜산(PLGA)의 성분으로 인해 역학적 계수는 상당히 큰 성질을 나타낸다.

이와 같이, 메쉬 형태의 인공 지지체를 다양한 생체 고분자를 이용하여 형성할 수 있다. 이 때, 사용하는 생체 고분자의 종류에 따라 인공 지지체의 기계적 물성치가 달라질 수 있는바, 인공 지지체를 사용하려는 조직, 사용 목적 및 그에 따라 필요한 기계적 물성치를 고려하여 인공 지지체를 형성하는 생체 고분자의 종류를 결정할 수 있다.

실험예 3

본 실험예에서는 실시예 1과 실시예 4의 인공 지지체를 비교하여, 골 구성 성분 세라믹을 추가하는 경우의 인공 지지체의 표면 거칠기의 변화와 세포 증식 및 분화에 미치는 영향을 확인하였다.

도 7a 및 도 7b는 각각 실시예 1 및 4에 따른 인공 지지체를 확대하여 나타낸 사진으로, 이들을 참조하면 실시예 4에 따라 생체 고분자에 골 구성 성분 세라믹을 혼합한 경우 인공 지지체의 표면 거칠기가 증가함을 확인할 수 있다. 매끈한 표면보다 거친 표면에서 세포 접착에 있어서 유리한 것으로, 골 구성 성분 세라믹을 혼합한 경우 세포 접착 효율이 향상될 수 있음을 알 수 있다.

도 8 내지 도 10은 각각 실시예 1 및 4에 따른 인공 지지체에서 골 조직으로의 분화 효과를 나타내는 그래프이다.

도 8은 골 조직에서 특이적으로 발현하는 단백질(protein)인 알칼라인 포스페테이스(Alkaline phosphatase, ALP) 발현 정도를 나타내는 그래프로서, 골 구성 성분 세라믹인 트리칼슘 포스페이트(TCP)를 혼합한 경우의 알칼라인 포스페테이스(ALP)의 비율이 높음을 확인할 수 있다.

도 9는 RNA 레벨에서 살펴본 실시간 PCR 결과로서, 트리칼슘 포스페이트(TCP)를 혼합한 경우에 골 조직 특이 마커(marker)인 Runx2의 비율이 높음을 알 수 있다.

도 10은 골 조직 생성의 중요한 단서가 되는 칼슘 함유량을 나타내는 그래프로서, 트리칼슘 포스페이트(TCP)를 혼합한 인공 지지체에서 성장한 조직의 칼슘 함유량이 상대적으로 높음을 알 수 있다.

본 실험예를 통하여 생체 고분자에 골 구성 성분 세라믹을 혼합하여 인공 지지체를 형성하는 경우 세포의 접착, 증식 및 분화 효율이 증대될 수 있음을 유추할 수 있다.

상기와 같이, 본 발명을 바람직한 실시예를 통하여 설명하였으나, 본 발명은 전술한 실시예에 한정되지 않는다. 즉, 다음에 기재하는 특허청구범위의 개념과 범위를 벗어나지 않는 한, 다양한 수정 및 변형이 가능하다는 것을 본 발명이 속하는 기술 분야에 종사하는 자들은 쉽게 이해할 수 있을 것이다.

10: 통합 제어장치 20: 데이터 모델
30: 온도 제어기 40: 압력 제어기
50: 공압기 100: 다축 적층 시스템
110: 작업 테이블 120: x축 변위 이동부
130: y축 변위 이동부 140: z축 변위 이동부
150: 적층 헤드 151: 시린지
153: 분사 노즐 155: 히터
200: 인공 지지체 210: 제1 라인
220: 제2 라인

Claims (12)

1. 제1 방향을 따라 연장되고, 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 소정의 간격으로 배치되는 복수의 제1 섬유; 및
   상기 복수의 제1 섬유 상에서 상기 제2 방향을 따라 연장되고, 상기 제1 방향을 따라 소정의 간격으로 배치되는 복수의 제2 섬유;
   를 포함하고,
   상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유는 각각 생체 고분자를 포함하는, 인공 지지체.
2. 제1항에 있어서,
   각각의 상기 복수의 제1 섬유의 상기 제2 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛이고,
   각각의 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛인, 인공 지지체.
3. 제1항에 있어서,
   각각의 상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향 및 상기 제2 방향과 교차하는 제3 방향을 따라 측정한 두께는 50㎛ 내지 100㎛인, 인공 지지체.
4. 제1항에 있어서,
   인접한 상기 복수의 제1 섬유 사이의 간격은 500㎛ 내지 300㎛이고,
   인접한 상기 복수의 제2 섬유 사이의 간격은 500㎛ 내지 300㎛인, 인공 지지체.
5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서,
   상기 생체 고분자는 폴리락틱산(Poly-lactic acid, PLA), 폴리글리콜산(Poly-glycolic acid, PGA), 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, PCL), 폴리락틱코글리콜산(Poly-lactic-co-glycolic acid, PLGA) 또는 이들의 혼합물인, 인공 지지체.
6. 제5항에 있어서,
   상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유는 하이드록시아파타이트(Hydroxyapatite) 또는 트리칼슘 포스페이트(Tri-calcium phosphate)를 더 포함하는, 인공 지지체.
7. 시린지(syringe)에 생체 고분자를 주입하고,
   상기 시린지에 주입된 상기 생체 고분자를 분사하여 제1 방향을 따라 연장되는 복수의 제1 섬유를 일정한 간격으로 형성하고,
   상기 시린지에 주입된 상기 생체 고분자를 상기 복수의 제1 섬유 상에 분사하여 상기 제1 방향과 교차하는 제2 방향을 따라 연장되는 복수의 제2 섬유를 일정한 간격으로 형성하는, 인공 지지체의 제조방법.
8. 제7항에 있어서,
   각각의 상기 복수의 제1 섬유의 상기 제2 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛로 형성하고,
   각각의 상기 복수의 제2 섬유의 상기 제1 방향을 따라 측정한 폭은 50㎛ 내지 300㎛로 형성하는, 인공 지지체의 제조 방법.
9. 제7항에 있어서,
   상기 복수의 제1 섬유 및 상기 복수의 제2 섬유 각각의 상기 제1 방향 및 상기 제2 방향과 교차하는 제3 방향을 따라 측정한 두께는 50㎛ 내지 100㎛로 형성하는, 인공 지지체의 제조 방법.
10. 제7항에 있어서,
    인접한 상기 복수의 제1 섬유 사이의 간격은 50㎛ 내지 300㎛로 형성하고,
    인접한 상기 복수의 제2 섬유 사이의 간격은 50㎛ 내지 300㎛로 형성하는, 인공 지지체의 제조 방법.
11. 제7항 내지 제10항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 생체 고분자는 폴리락틱산, 폴리글리콜산, 폴리카프로락톤, 폴리락틱코글리콜산 또는 이들의 혼합물인, 인공 지지체의 제조 방법.
12. 제11항에 있어서,
    상기 시린지에 생체 고분자와 함께 하이드록시아파타이트 또는 트리칼슘 포스페이트를 주입하는, 인공 지지체의 제조 방법.

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