KR20160122655A

KR20160122655A - 비대칭적 pei/plga 이중 코팅을 통해 부식저항성 및 혈관재협착 억제효과를 갖는 마그네슘 스텐트 및 이의 제조방법

Info

Publication number: KR20160122655A
Application number: KR1020160045067A
Authority: KR
Inventors: 김현이; 이성미; 정인권; 강민호
Original assignee: 서울대학교산학협력단; 주식회사 제노스
Priority date: 2015-04-13
Filing date: 2016-04-12
Publication date: 2016-10-24
Also published as: KR101806373B1

Abstract

본 발명은 제1면 및 제2면을 가지며 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체로서, 제1면 및 제2면 모두가 폴리에테르이미드(polyetherimide; PEI) 층으로 코팅되고, 제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 약물을 함유하는 폴리락트산-글리콜산 공중합체(poly(lactic-co-glycolic acid); PLGA) 층이 추가로 코팅되어, 약물이 제2면 측으로 방출되는 것이 특징인 이식체 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

Description

비대칭적 PEI/PLGA 이중 코팅을 통해 부식저항성 및 혈관재협착 억제효과를 갖는 마그네슘 스텐트 및 이의 제조방법{A magnesium stent having corrosion resistivity and inhibitory effect on vascular restenosis via asymmetrical PEI/PLGA dual coating and a preparation method thereof}

의료용 스텐트는 콜레스테롤 등에 의해 혈관이 좁아졌을 경우 혈관을 확장시키기 위하여 혈관 내부에 삽입하여 팽창시킴으로서 혈관을 확장시키는 그물형 장치이다. 일반적으로 금속 스텐트의 경우 코발트크롬(Co-Cr) 합금으로 생분해성이 없는 금속 스텐트(bare metal stent; BMS)가 사용되며, 이의 표면에 약물을 담지한 약물 방출 스텐트(drug eluting stent; DES)도 시술되고 있다. 상기 현재 시술되고 있는 스텐트의 가장 큰 문제점은 시술 후 신생 내막 증식에 의한 혈관 재협착(in-stent restenosis)으로 인해 다시 혈관이 막히는 것으로 이러한 경우 재수술을 필요로 한다. 특히, 비분해성 금속 스텐트의 경우, 소아환자에 시술시 환자가 빠르게 성장함에 따라 혈관 역시 성장하므로 확장된 혈관 내에서 스텐트가 이동할 수 있는 문제점을 가지고 있으며, 스텐트 시술 후 동일한 위치에서 다시 혈관벽이 좁아졌을 경우 기존의 스텐트의 존재로 인해 재시술이 어려울 수 있다. 필요한 경우 2차적인 수술을 통해 제거하기도 하나, 추가적인 시술을 필요로 한다는 번거로움이 있다.

최근에는 이와 같은 문제점을 해결하기 위하여, 생분해성 스텐트의 개발이 진행되고 있다. 생분해성 스텐트는 필요한 경우 삽입하여 혈관벽을 팽창시킨 후 긴 시간에 걸쳐 서서히 분해되어 사라지므로, 후기 혈전증 및 재협착의 부작용이 덜한것으로 보고되고 있다.

이러한 생분해성 스텐트의 소재로 다용한 재료들이 연구되고 있다. 기존의 생분해성 스텐트 소재로서 고분자인 폴리락타이드(poly-L-lactide; PLLA)가 사용되고 있으나, PLLA는 마그네슘에 비해 기계적 강도가 약하고 팽창력(원축힘, radial force)이 낮아 확장상태의 직경으로 혈관을 장기간 유지하기 어려우며, 분해시 산성분위기를 형성하는 단점이 있다. 반면, 마그네슘은 생분해성 세라믹이나 고분자에 비해 기계적 물성이 우수하며, 세라믹과 달리 팽창시 균열발생에 의한 스텐트의 탈락현상이 적은 장점을 갖는다. 또한, 마그네슘 분해시 발생하는 부산물들은 독성이 없어 체내에 삽입하더라도 안전하다. 따라서, 금속성 물질인 마그네슘이 생분해성 스텐트 소재로서 더욱 주목받고 있다.

그러나, 이러한 우수한 물성에도 불구하고 마그네슘 자체를 스텐트 재료로 사용하는데는 어려움이 있다. 스텐트의 역할 상 체내 삽입 후 일정기간 형태를 유지하다가 서서히 분해되어야 하지만, 마그네슘은 체액에서 급격히 부식되어 기계적 강도가 현저히 감소한다. 또한 부식에 의해 용액의 pH가 급격히 증가하며 과도한 수소기체의 발생으로 혈관 내피 세포들이 스텐트 벽을 덮는 것을 방해한다. 이러한 문제점을 해결하기 위하여 다른 금속과 합금화하거나 다른 물질을 코팅하는 등의 다양한 방법이 시도되고 있다.

이러한 노력의 일환으로 변형에 안정한 고분자를 코팅하는 방법이 있다. 그러나 PLGA와 같은 많은 생체적합성 고분자들은 초반의 부식을 억제하는 효과를 나타내기는 하나, 마그네슘과의 접착력이 낮아 쉽게 탈착될 수 있고, 그로 인해 급격한 부식이 수반될 수 있다.

스텐트 시술시 발생 가능한 또 다른 문제는 혈관평활근세포의 과도한 증식으로 인해 혈관벽이 다시 좁아지는 혈관재협착(vascular restenosis)의 발생이다. 따라서, 약물 전달 스텐트와 같이 스텐트와 혈관벽이 접촉하는 외벽 부분에서 세포 증식을 억제하는 약물을 방출시키는 방법을 적용할 수 있다. 그러나, 이들 약물의 경우 혈관평활근세포의 증식뿐만 아니라 혈관내피세포의 증식 또한 억제함으로써 혈관내피세포와의 친화력이 요구되는 스텐트의 내벽으로의 약물 방출은 차단할 수 있는 방법이 고안되어야 한다.

본 발명자들은 고분자 코팅을 통해 마그네슘 스텐트의 부식저항성을 향상시키는 동시에 내벽 방향으로의 약물 방출은 차단하고 외벽 방향으로만 약물을 방출시킬 수 있는 스텐트를 제공하기 위하여 예의 연구 노력한 결과, 마그네슘 스텐트의 내벽에는 PEI만을 코팅하고 외벽에는 PEI 코팅층 상에 약물을 함유하는 생분해성 고분자 코팅층을 추가로 형성하는 비대칭적인 이중 코팅법을 이용하여 코팅함으로서 마그네슘 스텐트의 부식저항성을 향상시키는 동시에 원하는 방향으로만 약물을 방출시킬 수 있으며, 생분해성 고분자가 마그네슘에 직접 코팅되었을 때 나타날 수 있는 열악한 계면 특성을 극복할 수 있음을 확인하고 본 발명을 완성하였다.

상기 본 발명의 목적을 달성하기 위한, 본 발명의 제1양태는 제1면 및 제2면을 가지며 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체로서, 제1면 및 제2면 모두가 폴리에테르이미드(polyetherimide; PEI) 층으로 코팅되고, 제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 약물을 함유하는 생분해성 고분자 층이 추가로 코팅되어, 약물이 제2면 측으로 방출되는 것이 특징인 이식체를 제공한다.

본 발명의 제2양태는 제1면 및 제2면을 가지는 마그네슘 함유 이식체의 제1면 및 제2면 모두에 스핀코팅에 의해 PEI 층을 도입하는 제1단계; 및 제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 스핀코팅에 의해 약물을 함유하는 생분해성 고분자 층을 추가로 도입하는 제2단계를 포함하는, 본 발명의 제1양태에 따른 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체의 제조방법을 제공한다.

이하, 본 발명을 상세히 설명한다.

본 발명은 생분해성 마그네슘 이식체가 체내에서 부식에 의해 빠르게 분해되는 것을 방지하여 소정의 시간 동안 형태 및/또는 강도를 유지할 수 있도록 하기 위하여 고안된 것이다. 또한, 목적에 따라 특정한 방향으로만 약물을 방출할 수 있도록 비대칭적으로 코팅한 것이 특징이다. 예컨대, 스텐트의 경우 체내 이식시 나타날 수 있는 부작용인 혈관재협착을 억제하기 위하여 이를 위한 약물을 방출할 수 있는 스텐트를 사용하기도 하는데, 이때, 스텐트의 내부는 생체적합성이 우수하여 혈관내피세포가 부착하고 활발히 증식할 수 있는 것이 바람직하나, 일반적으로 사용되는 항증식제는 스텐트 내부 즉, 혈액이 흐르는 방향으로 방출시 혈관내피세포의 증식 역시 억제하여 스텐트의 내벽에서 혈관내피세포가 부착 증식하는 것을 저해할 수 있다. 또한, 혈액을 타고 순환하면서 불특정한 위치로 이동하여 정상세포를 사멸하거나 이의 증식을 억제할 수 있는 가능성이 있다. 이를 극복하기 위하여, 본 발명의 마그네슘 이식체는 이식체의 양면을 모두 생체적합성이 우수한 PEI로 코팅하되, 약물을 함유하는 생분해성 고분자는 혈관과 접촉하는 스텐트의 외벽에만 코팅하여 국소적으로 약물을 방출할 수 있도록 한 것이 특징이다. 스텐트에 코팅된 PEI는 마그네슘 스텐트의 부식을 방지하고 스텐트 내벽에서 혈관내피세포의 부착 및 증식을 촉진할 뿐만 아니라 외부에 코팅된 생분해성 고분자 층으로부터 방출되는 약물이 스텐트의 내부로 침투하는 것을 차단하여 혈류를 따라 약물이 전달되는 것을 방지할 수 있다.

폴리에테르이미드(polyetherimide; PEI)는 마그네슘의 부식을 효과적으로 억제할 수 있을 뿐만 아니라 세포와의 친화성이 우수하여 조직세포의 부착 및/또는 증식에 친화적이므로 조직재생용 이식체의 코팅에 유용하게 사용될 수 있다. 특히, 혈과내피세포와의 친화성이 우수하여 스텐트의 내벽에 코팅하기에 적합한 고분자일 수 있다.

한편, 생분해성 고분자는 폴리락트산-글리콜산 공중합체(poly(lactic-co-glycolic acid); PLGA), 폴리카프로락톤(polycaprolactone; PCL), 폴리락트산(poly(lactic acid); PLA), 키토산(chitosan), 젤라틴(gelatin) 또는 콜라겐(collagen)일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 생분해성 고분자로서 약물을 담지하고 서서히 방출할 수 있는 물질을 제한없이 사용할 수 있다.

상기 마그네슘 함유 이식체는 마그네슘 함량이 90 중량% 이상인 것을 사용할 수 있다. 예컨대, 상기 마그네슘 함유 이식체는 아연, 망간, 칼슘, 지르코늄, 이트륨, 몰리브데늄, 니오븀, 탄탈륨, 티타늄, 스트론튬, 크롬, 규소, 인, 니켈 및 철로 구성된 군으로부터 선택되는 하나 이상의 금속을 추가로 포함하는 합금일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.

마그네슘 함유 기재는 적절한 강도 및 생체적합성을 가지므로 이식체로 사용하기에 적합하며, 생분해성을 가지므로 이식 후 제거가 필요한 경우 별도의 제거를 위한 시술과정을 필요로 하지 않는 장점이 있다. 다만, 자체로서 체내에 삽입되었을 때, 체액과 반응하여 쉽게 부식되어 강도가 현저히 저하되어 형태를 유지하지 못하고 붕괴되어 원하는 기간동안 이식체로서의 역할을 감당하기 어려울 수 있다. 따라서, 이와 같은 마그네슘 함유 이식체에 부식저항성을 부여하기 위하여 생체적합성 고분자 등을 코팅하는 방법을 사용할 수 있다. 다만, 다양한 생체적합성 고분자 중 유연성이 부족하여 압력 등의 자극이 가해지는 경우 균열되거나 코팅층 자체가 박리될 수 있는 물질은 이에 따라 마그네슘 함유 이식체가 체액에 노출되어 부식될 수 있으므로, 이러한 고분자는 생체적합성을 가진다 하더라도 마그네슘 함유 이식체의 부식을 지연시키고자 하는 목적으로 도입하는 직접 마그네슘 함유 이식체에 코팅하기 위한 원료로는 적합하지 않다. 예컨대, PEI 코팅층, 생분해성 고분자 코팅층 또는 둘 모두는 생체 내에서 마그네슘 함유 이식체의 부식속도를 지연시킬 수 있다.

또한, PEI 코팅층은 마그네슘 함유 이식체에 대한 생분해성 고분자 코팅층의 접착력을 향상시킬 수 있다. 전술한 바와 같이, 생분해성 고분자 코팅층은 자체로 부식저항성을 부여할 수 있으나, 마그네슘 함유 이식체와의 접착력이 다소 낮아 직접 마그네슘 함유 이식체에 직접 코팅하는 경우 자극에 의해 또는 자극이 가해지지 않더라도 시간이 경과함에 따라 균열되거나 박리되어 마그네슘 함유 이식체의 부식을 유발할 수 있다. 그러나, 본 발명과 같이, PEI 코팅층을 매개로 생분해성 고분자 코팅층을 도입한 경우 접착력이 향상되어 이러한 단점을 극복할 수 있다.

상기 PEI 층 및 생분해성 고분자 층은 각각 독립적으로 0.1 μm 내지 10 μm 두께로 형성될 있으나, 이에 제한되지 않는다. 상기 PEI 및 생분해성 고분자 역시 생분해성 고분자임을 고려할 때, PEI 층의 두께가 0.1 μm 미만인 경우, 충분한 시간 동안 유지되어 마그네슘 함유 이식체에 부식저항성을 제공하고 생분해성 고분자 층으로부터 방출되는 약물이 타측 즉, PEI 층쪽으로 전달되는 것을 차단하기 어려울 수 있다. 반면, PEI 층의 두께가 10 μm를 초과하는 경우 전체 스텐트가 불필요하게 비후해지거나, 분해되어 제거되기까지 긴 시간을 요구할 수 있다. 또한, 이식체에 변형을 가할 경우 코팅층이 박리될 수 있다. 한편, 생분해성 고분자 층의 두께가 0.1 μm 미만인 경우, 충분한 양의 약물을 함유하기 어려우며, 10 μm를 초과하는 경우 전체 스텐트가 불필요하게 비후해지거나, 분해되어 제거되기까지 긴 시간을 요구할 수 있다. 또한, 이식체에 변형을 가할 경우 코팅층이 박리될 수 있다. 보다 바람직하게는 0.3 μm 내지 2 μm 두께로 형성할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.

상기 마그네슘 함유 이식체는 제1면이 내부를 향하고 제2면이 외부를 향하는 관형일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.

상기 관형 이식체의 예로는 스텐트가 있다. 예컨대, 상기 마그네슘 함유 이식체는 생분해성 스텐트일 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.

본 발명의 이식체가 스텐트인 경우, 혈관 내 삽입시 발생할 수 있는 부작용인 혈관재협착을 억제하기 위한 약물을 생분해성 고분자에 담지시켜 사용할 수 있다. 상기 약물은 항증식성 제제(anti-proliferative agents), 항혈소판 제제, 혈소판 당단백질 IIb/IIIa 억제제(platelet glycoprotein IIb/IIIa inhibitors), 스테로이드(steroids) 또는 이들의 조합일 수 있다.

상기 항증식성 제제는 혈관평활근세포의 분화, 성장 또는 이들 모두를 억제하는 약물일 수 있다.

상기 본 발명에 따라 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체는 제1면 및 제2면을 가지는 마그네슘 함유 이식체의 제1면 및 제2면 모두에 PEI 층을 코팅한 후, 제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 약물을 함유하는 생분해성 고분자 층을 추가로 코팅함으로서 제조할 수 있다. 예컨대, 상기 코팅은 스핀코팅에 의해 수행될 수 있다.

상기 제1단계는 PEI 용액을 마그네슘 함유 이식체의 제1면 및 제2면에 도포하고 2000 rpm 내지 5000 rpm으로 30초 내지 3분 동안 스핀코팅한 후 건조시킴으로서 달성할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.

이때, 상기 용매는 N-메틸-2-피롤리돈, 디클로로메탄(dichloromethane; DCM) 또는 디메틸아세트아미드(dimethylacetamide; DMAC)일 수 있고, 상기 PEI 용액의 농도는 5 내지 20 중량/부피%일 수 있다. 상기 PEI 용액의 농도가 5 중량/부피% 미만이면 코팅층이 너무 얇게 형성되어 마그네슘 부식을 효과적으로 차단하기 어려울 수 있으며, 20 중량/부피% 초과하는 농도로는 용해가 어려워 용액으로 제조하는 것 자체가 불가능할 수 있다.

바람직하게, 상기 건조는 60 내지 80℃에서 12 내지 36시간 동안 방치하여 수행할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다.

상기 제2단계는 생분해성 고분자 용액을 마그네슘 함유 이식체의 제2면에 도포하고 2000 rpm 내지 5000 rpm으로 30초 내지 3분 동안 스핀코팅한 후 건조시킴으로서 달성할 수 있다.

이때, 상기 용매는 테트라하이드로퓨란, 에탄올 또는 아세톤일 수 있으나, 이에 제한되지 않으며, 균일한 이중 코팅층을 형성하기 위하여 생분해성 고분자는 용해시키되 PEI는 용해시키지 않는 용매를 제한없이 사용할 수 있다. 상기 생분해성 고분자 용액의 농도는 5 내지 15 중량/부피%일 수 있다.

바람직하게, 상기 건조는 25 내지 60℃에서 12 내지 36시간 동안 방치하여 수행할 수 있으나, 이에 제한되지 않는다. 다만 25℃ 미만의 온도에서는 용매를 충분히 건조시키기 어려울 수 있으며, 최대 건조 가능한 온도는 생분해성 고분자의 유리전이온도를 초과하지 않는 범위에서 설정할 수 있다. 예컨대, PLGA의 유리전이온도는 60℃이므로 생분해성 고분자로서 PLGA를 사용한 경우 최대 건조 온도는 60℃ 이하인 것이 바람직할 수 있다.

본 발명에 따라 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체는 생분해성 마그네슘 이식체가 체내에서 부식에 의해 빠르게 분해되는 것을 방지하고, 목적에 따라 특정한 방향으로만 약물을 방출할 수 있도록 비대칭적으로 고분자 코팅한 것으로, 스텐트로 사용되는 경우 내부에는 생체적합성 PEI 코팅층을 포함하여 혈관내피세포의 부착 및 증식을 촉진하는 동시에, 외부에는 체내 이식시 나타날 수 있는 부작용인 혈관재협착을 억제하기 위한 약물을 함유하는 생분해성 고분자 코팅층을 추가로 포함하여, 스텐트의 외부 즉, 혈관과 접하는 방향으로만 약물을 방출하게 함으로서 혈관평활근세포가 증식하여 혈관재협착을 유발하는 것을 억제하는 한편, 약물이 스텐트 내부로 방출되는 것은 차단하여 혈관내피세포의 부착 및 증식은 저해하지 않도록 할 수 있으므로, 혈관재협착 방지를 위한 스텐트를 제공할 수 있다.

도 1은 본 발명에 따른 이중 코팅층을 적용한 마그네슘 스텐트의 단면을 혈관에 삽입된 개략적으로 나타낸 도이다.
도 2는 본 발명에 따른 이중 코팅층에 의한 물성 테스트를 위한 마그네슘 시편의 예를 나타낸 도이다.
도 3은 본 발명에 따른 PEI/PLGA 이중 코팅층에 대한 FT-IR 패턴을 나타낸 도이다. PEI 및 PLGA 단일 코팅층에 대한 FT-IR 패턴과 함께 도시하였다.
도 4는 본 발명에 따른 PEI 또는 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 시편, 및 PEI 및 PLGA로 이중 코팅된 마그네슘 시편의 단면을 FIB(focused ion beam)로 측정한 결과를 나타낸 도이다.
도 5는 코팅되지 않은 마그네슘 시편, PEI 또는 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 시편, 및 PEI 및 PLGA로 이중 코팅된 마그네슘 시편에 (a) 5% 인장변형을 불인가 또는 (b) 인가한 시편을 각각 유사체액에 담근 후 시간에 따른 산성도 변화 측정한 결과를 나타낸 도이다.
도 6은 코팅되지 않은 마그네슘 시편, PEI 또는 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 시편, 및 PEI 및 PLGA로 이중 코팅된 마그네슘 시편에 인간 제대혈관 내피세포(human umbilical vascular endothelial cell, HUVEC)를 분주하고 1일 후 세포를 고정하여 공초점레이저주사현미경(confocal laser scanning microspote; CLSM)으로 관찰한 결과를 나타낸 도이다.
도 7은 코팅되지 않은 마그네슘 시편, PEI 또는 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 시편, 및 PEI 및 PLGA로 이중 코팅된 마그네슘 시편에 인간 제대혈관 내피세포(human umbilical vascular endothelial cell, HUVEC)를 분주하고 3일 및 6일 후 각 시편에 부착된 세포를 탈착시킨 후 DNA를 추출 및 정량화한 결과를 나타낸 도이다.
도 8은 증식 억제제인 시롤리무스가 비담지 및 담지된 PEL/PLGA 이중 코팅된 마그네슘 시편에 혈관평활근세포(smooth muscle cell; SMC)를 분주하고, 1일, 3일 및 6일 후 세포를 고정하여 공초점레이저주사현미경으로 관찰한 결과를 나타낸 도이다.

이하, 실시예를 통하여 본 발명을 보다 상세히 설명하고자 한다. 이들 실시예는 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 한정되는 것은 아니다.

실시예 1: PEI 및/또는 PLGA 코팅된 마그네슘 시편의 제조

1.1. PEI 코팅

PEI 펠렛(Sigma-Aldrich)을 N-메틸-2-피롤리돈(N-methyl-2-pyrrolidone; NMP, Sigma-Aldrich, ACS grade) 용매에 15 중량/부피% 농도로 용해시켜 마그네슘 기재를 코팅하기 위한 PEI 용액을 준비하였다. 준비한 10×10 mm² WE43 마그네슘 합금 기판에 상기 PEI 용액 150 μl를 도포한 후 3000 rpm으로 1분 동안 스핀코팅하였다. 상기 PEI 코팅한 시편을 70℃에서 건조시켜 용매를 제거하였다. 수득한 PEI 코팅한 시편은 이후 추가적인 코팅층 형성에 사용하거나 PEI 단일 코팅된 마그네슘 시편 자체로서 비교예로 사용하였다.

1.2. PLGA 코팅

PLGA 펠렛(Sigma-Aldrich, lactide:glycolide=65:35, 분자량 40,000~75,000)을 테트라하이드로퓨란(tetrahydrofuran; THF, Sigma-Aldrich, anhydrous, ≥99.9%, inhibitor-free) 용매에 10 중량/부피% 농도로 용해시켜 마그네슘 기재를 코팅하기 위한 PLGA 용액을 준비하였다. 상기 실시예 1.1로부터 수득한 PEI 코팅된 마그네슘 기재 또는 동일한 크기의 WE43 마그네슘 합금 기판에 상기 PLGA 용액 150 μl를 도포한 후 3000 rpm으로 1분 동안 스핀코팅하였다. 상기 PLGA 코팅한 시편을 37℃에서 건조시켜 용매를 제거하였다. 이로부터 PEI 및 PLGA 이중 코팅된 마그네슘 기재와 비교예로서 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 기재를 수득하였다. 관형의 스텐트에 적용하는 경우 PLGA 코팅은 외부와 접하는 즉, 혈관 내 삽입 시 혈관 내벽과 접하게 될 스텐트의 외벽에만 선택적으로 수행하였다. 이와 같이 제조된 스텐트가 혈관에 삽입된 단면을 개략적으로 도식화하여 도 1에 개시하였다. 즉 이와 같이 제조된 스텐트는 내외벽에 PEI가 코팅되어 마그네슘 기재에 부식저항성을 부여하는 동시에 외벽에는 선택적으로 PLGA 층이 추가적으로 도입되어 이에 세포증식 억제제를 담지한 경우 스텐트 삽입시 혈관 내벽의 증식에 의한 재협착 등을 방지할 수 있다.

1.3. 약물 담지 PLGA 코팅

PLGA 펠렛을 테트라하이드로퓨란 용매에 10 중량/부피% 농도로 용해시켜 PLGA 용액을 준비하였다. 상기 PLGA 용액에 증식 억제제인 시롤리무스(sirolimus, LC Lab)를 용매에 6 중량/부피% 농도로 용해시켜 시롤리무스가 담지된 PLGA 용액을 준비하였다. 상기 실시예 1.1로부터 수득한 PEI 코팅된 마그네슘 기재에 상기 시롤리무스가 담지된 PLGA 용액 150 μl를 도포한 후 3000 rpm으로 1분 동안 스핀코팅하였다. 상기 시롤리무스를 포함하는 PLGA 코팅한 시편을 37℃에서 건조시켜 용매를 제거하였다. 이로부터 실시예 1.2에 개시된 시롤리무스가 담지된 PEI 및 PLGA 이중 코팅된 마그네슘 기재와 비교예로서 시롤리무스가 담지된 PEI 및 PLGA 이중 코팅된 마그네슘 기재를 수득하였다.

실시예 2: 인장변형을 인가한 코팅된 시편의 제조

인장변형에 의한 코팅층의 변형에 따른 성능 변화를 확인하기 위하여 도 2에 도시한 크기 및 형태의 WE43 인장시편을 준비하였다. 상기 실시예 1.1 및/또는 1.2에 따른 방법과 동일하게 마그네슘 합금 기재를 PEI와 PLGA로 코팅하되 각 용액의 사용량을 200 μl로 하였다. 이와 같이 준비한, PEI 단독 코팅, PLGA 단독 코팅 및 PEL/PLGA 이중 코팅된 시편을 인장기기(Instron 5582)에 장착하여 5%의 변형을 인가하였다.

실험예 1: 코팅된 시편의 작용기 분석

상기 실시예 1로부터 제조한 PEI, PLGA 및 PEI/PLGA 코팅된 WE43 시편에 Mid-IR 에너지를 투과시켜 물질 고유의 흡수 스펙트럼을 획득하고 이를 분석하여 물질의 구조 및 작용기를 확인하였다. 각 코팅층의 FT-IR 패턴을 도 3에 나타내었다. 도 3에 나타난 바와 같이, PEI/PLGA 이중 코팅된 시편에서 PEI와 PLGA 각각의 고유한 피크들이 발견되었으며, 상기 2종 고분자들 간의 불필요한 반응은 나타나지 않았다.

실험예 2: 코팅된 시편의 형태 분석

상기 실시예 1로부터 제조한 PEI, PLGA 및 PEI/PLGA 코팅된 WE43 시편에 백금을 증착시킨 후 집속이온빔(focused ion beam; FIB)으로 관찰하여 코팅된 각 고분자 층의 두께를 확인하였다. 상기 측정 결과를 도 4에 나타내었다. 도 4에 나타난 바와 같이, 단일 코팅 시편에서 PEI 코팅층은 약 1 μm 두께로, PLGA 코팅층은 약 0.8 μm 두께로 형성되었으며, PEI/PLGA 이중 코팅된 시편에서는 PEI 층과 PLGA 층이 각각 1 μm 및 0.6 μm 두께로 형성되어 총 1.6 μm 두께의 코팅층이 형성되었다.

실험예 3: 코팅된 시편에서의 부식저항성 증가

상기 실시예 1 및 2로부터 제조한 인장변형을 불인가 또는 인가한 PEI, PLGA 및 PEI/PLGA 코팅한 시편들을 유사체액(simulated body fluid; SBF)에 넣어 37℃에서 방치하면서 시간에 따른 용액의 pH를 측정하고, 그 결과를 도 5에 나타내었다.

마그네슘이 부식되면서 용액의 pH를 증가시키는 것을 고려할 때, 도 5에 나타난 바와 같이, PEI와 PLGA로 이중 코팅한 시편에서 가장 우수한 부식저항성을 나타내는 것을 확인하였다. 이는 인장변형을 인가한 후에도 동일한 패턴을 나타내었다.

실험예 4: 코팅된 시편 상에서의 세포 거동 분석

실시예 1.1 및 1.2를 통해 준비한 코팅되지 않은 마그네슘 시편, PEI 또는 PLGA 단일 코팅된 마그네슘 시편, 및 PEI 및 PLGA 이중 코팅된 마그네슘 시편에 혈관내피세포를 1일, 3일 및 6일 동안 배양하여 이들의 부착 및 증식 정도를 확인하였다.

또한, 증식 억제제인 시롤리무스를 함유하는 PLGA 코팅층이 도입된 마그네슘 시편이 실질적으로 세포증식을 억제하는지 확인하기 위하여, 실시예 1.2 및 1.3에서 준비한 각각 시롤리무스가 비담지 및 담지된 PEI/PLGA 이중 코팅된 마그네슘 시편에 혈관평활근세포(vascular smooth muscle cells)를 1일, 3일 및 6일 동안 배양하고, 세포의 이동 및/또는 증식정도를 관찰하였다.

Claims

제1면 및 제2면을 가지며 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체로서,
제1면 및 제2면 모두가 폴리에테르이미드(polyetherimide; PEI) 층으로 코팅되고,
제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 약물을 함유하는 생분해성 고분자 층이 추가로 코팅되어, 약물이 제2면 측으로 방출되는 것이 특징인 이식체.
제1항에 있어서,
상기 생분해성 고분자는 폴리락트산-글리콜산 공중합체(poly(lactic-co-glycolic acid); PLGA), 폴리카프로락톤(polycaprolactone; PCL), 폴리락트산(poly(lactic acid); PLA), 키토산(chitosan), 젤라틴(gelatin) 또는 콜라겐(collagen)인 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1항에 있어서,
PEI 코팅층, 생분해성 고분자 코팅층 또는 둘 모두는 생체 내에서 마그네슘 함유 이식체의 부식속도를 지연시키는 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1항에 있어서,
PEI 코팅층은 마그네슘 함유 이식체에 대한 생분해성 고분자 코팅층의 접착력을 향상시키는 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1항에 있어서,
상기 PEI 층 및 생분해성 고분자 층은 각각 독립적으로 0.1 μm 내지 10 μm 두께로 형성된 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1항에 있어서,
상기 마그네슘 함유 이식체는 제1면이 내부를 향하고 제2면이 외부를 향하는 관형인 것인 마그네슘 함유 이식체.
제6항에 있어서,
생분해성 스텐트인 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1항에 있어서,
상기 약물은 항증식성 제제(anti-proliferative agents), 항혈소판 제제, 혈소판 당단백질 IIb/IIIa 억제제(platelet glycoprotein IIb/IIIa inhibitors), 스테로이드(steroids) 또는 이들의 조합인 것인 마그네슘 함유 이식체.
제8항에 있어서,
상기 항증식성 제제는 혈관평활근세포의 분화, 성장 또는 이들 모두를 억제하는 약물인 것인 마그네슘 함유 이식체.
제1면 및 제2면을 가지는 마그네슘 함유 이식체의 제1면 및 제2면 모두에 PEI 층을 코팅하는 제1단계; 및
제2면에 형성된 PEI 코팅층 상에 스핀코팅에 의해 약물을 함유하는 생분해성 고분자 층을 추가로 코팅하는 제2단계를 포함하는,
제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 기재된 약물이 단일 방향성으로 방출되는 마그네슘 함유 이식체의 제조방법으로써,
상기 코팅은 스핀코팅에 의해 수행되는 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제10항에 있어서,
상기 제1단계는 PEI 용액을 마그네슘 함유 이식체의 제1면 및 제2면에 도포하고 2000 rpm 내지 5000 rpm으로 30초 내지 3분 동안 스핀코팅한 후 건조시킴으로서 달성하는 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제10항에 있어서,
상기 용매는 N-메틸-2-피롤리돈, 디클로로메탄(dichloromethane; DCM) 또는 디메틸아세트아미드(dimethylacetamide; DMAC)인 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제11항에 있어서,
상기 PEI 용액의 농도는 5 내지 20 중량/부피%인 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제11항에 있어서,
상기 건조는 60 내지 80℃에서 12 내지 36시간 동안 방치하여 수행하는 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제10항에 있어서,
상기 제2단계는 생분해성 고분자 용액을 마그네슘 함유 이식체의 제2면에 도포하고 2000 rpm 내지 5000 rpm으로 30초 내지 3분 동안 스핀코팅한 후 건조시킴으로서 달성하는 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제15항에 있어서,
상기 용매는 테트라하이드로퓨란인 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제15항에 있어서,
상기 생분해성 고분자 용액의 농도는 5 내지 15 중량/부피%인 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.
제15항에 있어서,
상기 건조는 25 내지 50℃에서 12 내지 36시간 동안 방치하여 수행하는 것인 마그네슘 함유 이식체의 제조방법.