KR20200037936A - Rapid photocuring bio-glue with adhesion, heamostatic and wound healing efficacy - Google Patents
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Abstract
Description
본 발명은 누에 고치 유래 천연 단백질 중 하나인 실크 피브로인을 주성분으로 제조된 급속 광경화 바이오글루로서, 창상 및 지혈, 봉합 부위에 적용할 수 있는 바이오글루 및 이의 제조방법에 관한 것이다.The present invention is a rapid photo-curing bioglue made of silk fibroin, one of the natural proteins derived from silkworm cocoon, as a main component, and relates to a bioglug and a method for manufacturing the same, which can be applied to wounds, hemostasis and suture sites.
바이오글루는 점착 및 접착제를 의료분야에 임상 응용한 것으로, 종래의 공업용 점착 및 접착제와 상이한 기본 성능이 요구된다. 바이오글루는 의료용구의 포장부터 외과용 점착 및 접착 및 지혈에 이르기까지 광범위한 분야에 적용되며, 반창고로 대표되는 점착제로부터 오랜 역사를 지니고 있다. 지혈제 및 접착제는 크게 접착성 지혈제 (Adhesive Hemostat), 국소 지혈제(Topical Hemostat), 접착제(Adhesive)로 구분할 수 있으며, 현재 시판되는 접착성 지혈제에는 EVICELⓡ, Tissucolⓡ, Beriplastⓡ, Tisseelⓡ 등이 있으며, 국소 지혈제에는 Surgicelⓡ, Flosealⓡ 등이 있고, 접착제에는 Bioglueⓡ, Glubranⓡ 등이 있다. 특히, 바이오글루는 피부에 직접 접촉하므로 생체적합성이 요구된다.Bioglu is a clinical application of adhesives and adhesives in the medical field, and requires basic performance different from conventional industrial adhesives and adhesives. Bioglu is applied in a wide range of fields from packaging of medical equipment to surgical adhesion and adhesion and hemostasis, and has a long history from adhesives represented by band-aids. Hemostatic agents and adhesives can be largely classified into adhesive hemostats (Adhesive Hemostat), topical hemostats (Adhesive), and commercially available adhesive hemostatic agents include EVICEL ⓡ , Tissucol ⓡ , Beriplast ⓡ , Tisseel ⓡ, etc. , Local hemostatic agents include Surgicel ⓡ and Floseal ⓡ , and adhesives include Bioglue ⓡ and Glubran ⓡ . Particularly, bio-gluing is required because it directly contacts the skin.
또한, 바이오글루의 경우에는 통상적으로 생체 내에서 사용되기 때문에 접착이 본질적으로 체액과 혈액 중으로 흘러 들어가면 보다 엄격한 조건으로 생체가 직접 관여하므로 독성과 위해성이 없어야 하고, 보다 엄밀한 생체적합성과 생분해성 소재가 필요하다. 따라서 바이오글루 생체 내에 이식이 가능한 물리화학적 안정성(Stability), 역학적 강도(Hardness) 그리고 생물학적 안정성(Safety)을 지닌 융합소재 개발이 필요하다. 또한 온화한 조건하에서 순간적으로 접착이 종결될 수 있는 용이성, 생체조직을 강하게 결합시키되 생체의 자기수복성을 방해하지 않으면서 멸균 가능한 소재를 선정하는 것이 중요하다.In addition, since bio glue is usually used in vivo, since adhesion essentially flows into body fluids and blood, the body is directly involved in stricter conditions, so there should be no toxicity and risk, and more strict biocompatible and biodegradable materials need. Therefore, it is necessary to develop a fusion material with biochemical stability (Stability), mechanical strength (Hardness), and biological stability (Stability) that can be implanted in vivo. In addition, it is important to select materials that can be sterilized instantaneously under mild conditions, and can be easily sterilized without binding the bio-tissue, but interfere with the self-repairability of the living body.
창상 봉합용 순간접착제로 시아노아크릴레이트가 수술에 많이 사용되었지만 접착력이 강한 동시에 포름알데히드를 방출하는 등 독성이 강한 단점이 있어 현재는 한정된 임상영역에서만 사용되고 있다. 또한 최근 임상에서 피브리노겐을 피브린글루의 형태로 접착제로서 사용하는 방법이 활발해지고 있다.Although cyanoacrylate was frequently used in surgery as a wound adhesive for wound closure, it has a strong toxicity such as strong formability and release of formaldehyde, and is currently used only in limited clinical areas. In addition, recently, a method of using fibrinogen as an adhesive in the form of fibrin glue is becoming active in clinical trials.
한편 폴리이소부틸렌, 아크릴, 실리콘 등을 이용하여 경피흡수제재용 무용제형 에멀젼 접착제 및 인체 내의 각종 점막을 통해 약물이 전달되도록 점막 점착성 고분자소재의 개발이 진행되고 있다. 일반적으로 바이오글루는 피부, 혈관, 소화기, 뇌신경, 성형외과, 정형외과 등의 여러 영역에서 사용되기 때문에 각각 다른 특성이 필요하지만 주로 다음과 같은 기능이 요구된다.Meanwhile, the development of mucoadhesive polymer materials is being progressed so that the drug is delivered through various mucous membranes in the human body and a solvent-free emulsion adhesive for transdermal absorbents using polyisobutylene, acrylic, and silicone. In general, bio glue is used in various areas such as skin, blood vessels, digestive organs, cranial nerves, plastic surgery, orthopedic surgery, but requires different characteristics, but mainly requires the following functions.
1) 물이 있는 경우에도 상온, 상압에서 빠르게 접착해야 하며, 2) 멸균이 가능하고 독성이 없어야 하며, 3) 창상면에 밀착해서 충분한 기계적 물성을 유지해야 하며, 4) 생분해성이고 지혈효과를 뿐만 아니라 조직접합이 가능한 초강력 접착력이 필요할 뿐 아니라, 5) 생체의 치유과정에서 발생되는 유착방지의 특성이 필요하다.1) Even in the presence of water, it should adhere quickly at room temperature and pressure, 2) It must be sterilizable and non-toxic, 3) It must adhere to the wound surface and maintain sufficient mechanical properties, 4) It is biodegradable and has a hemostatic effect. Not only that, but also super-strong adhesive strength capable of tissue bonding is required, and 5) it is necessary to prevent adhesion in the healing process of the living body.
더 나아가, 생체조직 접합소재 개발을 위해서는 1) 우수한 생체적합성과 더불어 2) 강력한 조직접착력, 3) 생분해성 및 4) 조절 가능한 접착시간이 일차적으로 요구되며, 5) 저장 안정성과 6) 낮은 팽윤 지수, 7) 분해기간 조절, 8) 수술시 편이성 등이 추가적으로 요구되고 있다.Furthermore, in order to develop a biotissue bonding material, 1) excellent biocompatibility, 2) strong tissue adhesion, 3) biodegradability and 4) adjustable adhesion time are primarily required, 5) storage stability and 6) low swelling index , 7) Decomposition period adjustment, 8) Ease of operation is additionally required.
의료용 접착제란 봉합사를 대신하여 간단한 조작에 의해 손상된 조직을 접합시키는 매우 유용한 첨단 의료기기로, 미세 수술, 혈관 수술, 폐 수술 및 성형외과, 정형외과, 치과 등 다양한 의료 영역에서 조직의 고정, 창상의 봉합, 지혈, 공기유출방지 등의 목적으로 생체조직용 접착제가 사용되고 있으며, 성능이 우수한 제품이 개발됨에 따라 점차 사용 범위가 확대되고 있다.Medical adhesive is a very useful high-tech medical device that joins damaged tissues by simple manipulations in place of sutures. Fixation and wounding of tissues in various medical fields such as microsurgery, vascular surgery, lung surgery and plastic surgery, orthopedics, and dentistry Adhesives for biological tissues are used for the purpose of sealing, hemostasis, and air leakage prevention, and the range of use is gradually expanding as products with excellent performance are developed.
그러나 기존의 바이오글루의 경우 물 또는 화학가교제를 첨가함으로써 바이오글루를 가교하여 사용하는 제품들로, 이러한 제품은 물리적 특성을 시간과 공간적으로 제어하기 어려운 단점이 있다. 이에 비해 광경화성 바이오글루의 경우 화학가교제에 의한 가교보다 생체적합하고 세포독성 없이 세포캡슐화가 가능하며, 물리적 특성을 시간적, 공간적으로 제어하는 것이 용이한 장점이 있어, 최근 의료용 광경화성 바이오글루 개발이 활발히 이루러 지고 있다.However, in the case of the existing bio glue, the products are used by cross-linking the bio glue by adding water or a chemical crosslinking agent, and these products have a disadvantage that it is difficult to control physical properties in time and space. On the other hand, in the case of photocurable biogluar, it is more biocompatible than crosslinking by a chemical crosslinking agent, and it is possible to encapsulate cells without cytotoxicity, and it is easy to control physical properties temporally and spatially. It is being actively achieved.
그러나 광중합 방식의 바이오글루의 경우 광범위한 폴리머에 적용될 수 있지만, 반응하지 않고 남은 아크릴 기와 광개시제가 분해되는 동안 독성 물질이 발생하여 주변 조직으로 침투할 가능성이 있다. 이를 해결하기 위해 Acrylic Fomulations(아크릴 배합물), Photoactive Azide Pendant Group, Metal-Ion Complexes as Photo-oxidizers, DOPA Functional Groups을 Deprotecting하기 위한 광산 발생기, Photoactive Diazirine 관련 연구개발이 진행 중에 있다.However, in the case of the photogluing type bioglug, it can be applied to a wide range of polymers, but there is a possibility that toxic substances are generated and penetrate into surrounding tissues while decomposing acrylic groups and photoinitiators remaining unreacted. In order to solve this, research and development on photoactive diazirine and photoactive diazirine are in progress for Deprotecting Acrylic Fomulations, Photoactive Azide Pendant Group, Metal-Ion Complexes as Photo-oxidizers, and DOPA Functional Groups.
광경화성 바이오글루의 광개시제로는 현재까지는 365 nm에서 개시되는 2-hydroxy-4'-(2-hydroxyethoxy)-2-methylpropiophenone (Irgacure 2959, I2959), 가시광선에서 개시가 되는 Eosin Y(5% 미만 용해도) 또는 405nm에서 경화되는 lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (LAP, 8.5% 미만 용해도)를 사용하기도 한다.As a photoinitiator of photocurable bioglu, 2-hydroxy-4 '-(2-hydroxyethoxy) -2-methylpropiophenone (Irgacure 2959, I2959), which starts at 365 nm so far, and Eosin Y, which starts at visible light (less than 5%) Solubility) or lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (LAP, less than 8.5% solubility) cured at 405 nm.
한편 기존의 바이오글루의 경우 인체 유래 성분 또는 소 돼지 등에서 유래하여 인수 감염 및 면역 반응의 우려가 있다. 또한 생산 비용이 높아 광범위 출혈, 창상 부위에 대량으로 사용하기 어려운 점이 있다. 또한 경화 시간이 길어 빠른 지혈이 필요한 경우에 사용하기 어려운 점이 있다. 또한 창상 봉합 및 부착능은 우수하지만 생체 적합성이 부족하며 창상 재생능을 가지고 있는 복합 기능성 바이오글루는 없는 실정이다. On the other hand, in the case of the existing bio-glue, it is derived from human-derived ingredients or bovine pigs, and there is a fear of infection and immune response. In addition, there is a problem in that it is difficult to use in large quantities in a wide area of bleeding and wounds due to high production cost. In addition, it is difficult to use when fast hemostasis is required due to long curing time. In addition, it has excellent wound sealing and adhesion, but lacks biocompatibility and there is no complex functional bioglue having wound regeneration.
본 발명은, 누에 고치 유래 천연 단백질 고분자인 실크 피브로인의 대량 생산성, 생분해성, 창상 재생 기능, 생체 접착 기능, 뛰어난 생체 적합성 및 생물학적 위험성이 없다는 장점을 이용하여 이를 주성분으로 하는 광경화성 바이오글루를 제조함으로써, 실크 피브로인의 우수한 접착 강도와 생체 적합성, 지혈 및 창상 치유 능력이 동등 이상으로 유지되면서 출혈 및 창상 봉합이 필요한 부위에 적용할 수 있는 급속 광경화 바이오글루 및 이의 제조방법을 제공하고자 한다. The present invention, using the advantages of mass productivity, biodegradability, wound regeneration function, bio-adhesive function, excellent biocompatibility and bio-risk of silk fibroin, which is a natural protein polymer derived from cocoon, prepares a photocurable biogluar based thereon. By doing so, it is intended to provide a rapid photocuring bioglug and a method for manufacturing the same, which can be applied to a site in need of bleeding and wound closure while maintaining excellent adhesion strength and biocompatibility, hemostasis and wound healing ability of silk fibroin.
상술한 바와 같은 목적을 달성하기 위한 본 발명은, 지혈, 창상 봉합 및 재생에 사용될 수 있는 광경화성 바이오글루에 관한 것으로, 실크 피브로인(Silk Fibroin) 메타크릴레이트(Methacrylate)계 화합물이 중합된 고분자 중합체; 및 광개시제;를 포함할 수 있다.The present invention for achieving the above object, relates to a photocurable bioglug that can be used for hemostasis, wound closure and regeneration, a polymer polymer in which a silk fibroin methacrylate-based compound is polymerized ; And a photoinitiator.
상기 고분자 중합체는, 실크 피브로인의 아미노산 잔기에 하나 이상의 메타크릴레이트계 화합물이 공중합되어 형성된 것을 사용하는 것이 바람직하다.It is preferable that the polymer polymer is formed by copolymerizing at least one methacrylate-based compound with an amino acid residue of silk fibroin.
또한, 본 발명의 바이오글루는 생물학적 활성인자 및 세포를 더 포함할 수 있다.In addition, the bio-glue of the present invention may further include biologically active factors and cells.
본 발명의 바이오글루는 사용 부위에 따른 물성 개선을 위해, 젤라틴, 콜라겐, Polyvinyl Alcohol(PVA), 알진네이트, 히알루론산(Hyaluronic acid, HA), 키토산, PEO(polyethylene oxide), PEG(polyethylene glycol) 중 선택된 어느 하나이상으로 이루어진 고분자 또는 메타크릴레이트계 화합물을 더 포함하는 것이 바람직하다. In order to improve the physical properties according to the use site, the bio glue of the present invention is gelatin, collagen, polyvinyl alcohol (PVA), alginate, hyaluronic acid (HA), chitosan, PEO (polyethylene oxide), PEG (polyethylene glycol) It is preferable to further include a polymer or a methacrylate-based compound consisting of any one or more selected from.
상기 광개시제는, 리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), 벤질디메틸케탈(benzyl dimethyl ketal), 아세토페논(acetophenone), 벤조인메틸에테르(benzoin methyl ether), 디에톡시아세토페논(diethoxyacetophenone), 벤조일 포스핀 옥사이드(benzoyl phosphine oxide) 및 1-하이드록시사이클로헥실 페닐 케톤(1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함할 수 있다.The photoinitiator is lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (lithium phenyl- (2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), benzyl dimethyl ketal, acetophenone ), Benzoin methyl ether, diethoxyacetophenone, benzoyl phosphine oxide and 1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone It may include at least one or more.
한편, 본 발명이 다른 실시 형태는, 누에 고치(Bombyx mori)로부터 세리신 단백질 및 불순물을 제거한 후, 용매에 실크 피브로인(Silk Fibroin)을 용해시켜 실크 피브로인 용액을 제조하는 제1단계; 실크 피브로인 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후, 이를 반응시켜 고분자 중합체를 제조하는 제2단계; 제2단계를 통해 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 건조하여 분말화시키는 제3단계; 및 물 기반 용매에 제3단계를 통해 제조된 분말과 광개시제를 혼합하는 제4단계;를 포함하여 바이오글루를 제조하는 방법에 관한 것이다.On the other hand, another embodiment of the present invention, after removing the sericin protein and impurities from the silkworm cocoon (Bombyx mori), a first step of preparing a silk fibroin solution by dissolving silk fibroin in a solvent; A second step of introducing a methacrylate-based compound into a silk fibroin solution, and reacting it to prepare a polymer polymer; A third step of drying and powdering the solution containing the polymer polymer prepared through the second step; And a fourth step of mixing the powder and the photoinitiator prepared through the third step in a water-based solvent.
상기 제1단계는, 브롬화리튬(LiBr)용액 또는 염화칼슘(CaCl2)용액에 실크 피브로인을 0.05 ~ 0.35 g/ml 농도로 용해시킨 후, 40 ~ 80 분간 50 ~ 70 ℃ 온도로 가열할 수 있다. The first step, after dissolving the silk fibroin in a concentration of 0.05 ~ 0.35 g / ml in a lithium bromide (LiBr) solution or calcium chloride (CaCl 2 ) solution, can be heated to a temperature of 50 ~ 70 ℃ for 40 ~ 80 minutes.
상기 제2단계 후에, 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 투석 튜브에 넣고, 물에 침지시켜 불순물을 제거하는 투석단계를 더 포함할 수 있으며, 상기 투석단계는, 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 12 ~ 14 kDa cutoff 투석튜브에 넣은 후, 물에 3 ~ 7일간 침지시켜 불순물을 제거하는 것이 바람직하다.After the second step, a solution containing the prepared polymer polymer is placed in a dialysis tube, and further comprising a dialysis step to remove impurities by immersion in water, wherein the dialysis step is a solution containing the prepared polymer polymer. It is preferable to remove the impurities by placing the 12 to 14 kDa cutoff dialysis tube and immersing it in water for 3 to 7 days.
상기 제2단계는, 실크 피브로인이 용해된 용액에 141 ~ 705 mM 농도로 메타크릴레이트계 화합물을 투입하며, 실크 피브로인이 용해된 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후, 50 ~ 70 ℃ 온도에서 2 ~ 4 시간 동안 200 ~ 400 rpm 회전속도로 교반할 수 있다.In the second step, the methacrylate-based compound is added at a concentration of 141 to 705 mM to the solution in which the silk fibroin is dissolved, and after the methacrylate-based compound is added to the solution in which the silk fibroin is dissolved, the temperature is 50 to 70 ° C. It can be stirred at a rotation speed of 200 ~ 400 rpm for 2 to 4 hours.
상기 제3 단계는, 상기 고분자 중합체가 포함된 용액을 -90 ~ -70 ℃ 온도로 10 ~ 14시간 동안 동결한 다음, 동결온도와 동일 온도하에서 40 ~ 60 시간 동안 동결건조하는 것이 바람직하다.In the third step, it is preferable to freeze the solution containing the polymer polymer at a temperature of -90 to -70 ° C for 10 to 14 hours, and then freeze-dry for 40 to 60 hours at the same temperature as the freezing temperature.
상기 제4단계는, 젤라틴, 콜라겐, Polyvinyl Alcohol(PVA), 알진네이트, 히알루론산(Hyaluronic acid, HA), 키토산, PEO(polyethylene oxide), PEG(polyethylene glycol) 또는 메타크릴레이크계 화합물을 추가로 혼합할 수 있다.The fourth step, gelatin, collagen, polyvinyl alcohol (PVA), alginate, hyaluronic acid (Hyaluronic acid, HA), chitosan, PEO (polyethylene oxide), PEG (polyethylene glycol) or methacrylic-based compound is additionally added You can mix.
또한, 상기 제4단계는, 물 기반 용매에 제3단계를 통해 제조된 분말 5 ~ 30 wt% 및 광개시제 0.1 ~ 0.3 wt%를 혼합하되, 상기 용매, 분말 및 광개시제의 합이 100 wt%를 넘지 않는 것이 바람직하다.In addition, in the fourth step, 5 to 30 wt% of the powder prepared through the third step and 0.1 to 0.3 wt% of the photoinitiator are mixed in a water-based solvent, but the sum of the solvent, the powder and the photoinitiator does not exceed 100 wt%. It is desirable not to.
상기 4단계에서 사용하는 광개시제는, 리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), 벤질디메틸케탈(benzyl dimethyl ketal), 아세토페논(acetophenone), 벤조인메틸에테르(benzoin methyl ether), 디에톡시아세토페논(diethoxyacetophenone), 벤조일 포스핀 옥사이드(benzoyl phosphine oxide) 및 1-하이드록시사이클로헥실 페닐 케톤(1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함하는 것을 사용할 수 있다.The photoinitiator used in the
본 발명은, 대량 생산성, 생분해성, 창상 재생 기능, 생체 접착 기능, 뛰어난 생체 적합성 및 생물학적 위험성이 없는 누에 고치 천연 단백질인 실크 피브로인을 기반으로 중합반응을 통해 광 노출시 겔화 또는 급속 경화 반응을 일으킬 수 있는 액체상태의 급속 광경화 바이오글루를 제조함으로써, 창상 피복, 지혈, 봉합 등의 기능을 가진 복합 기능성 급속 광경화 바이오글루를 제공할 수 있다.The present invention is based on silk fibroin, a silkworm cocoon natural protein without mass productivity, biodegradability, wound regeneration function, bio-adhesive function, excellent biocompatibility, and bio-risk, to cause gelation or rapid curing reaction upon light exposure. By preparing a liquid-state rapid photocurable bioglug, it is possible to provide a complex functional rapid photocurable biogluar having functions such as wound coating, hemostasis, and sealing.
본 발명의 바이오글루는 기존에 사용되는 창상 피복제를 대체할 수 있는 치유효과 및 지혈효과를 동시에 갖는 복합 기능성 지혈 치료제로 누공, 천공, 대량출혈, 모든 외상 및 외과적 수술 시 발생하는 출혈 등과 같은 다양한 분야에 폭넓게 적용 가능하다.The bio glue of the present invention is a complex functional hemostatic agent that has a healing effect and a hemostatic effect that can replace the conventional wound coating, such as fistula, perforation, mass bleeding, bleeding occurring during all trauma and surgical operations, etc. It can be widely applied to various fields.
또한, 본 발명의 바이오글루는 경화 반응에 의한 형상 변화를 통해 기존의 패치나 파우더 제형의 지혈제나 창상피복제, 연부조직접착제를 대체할 수 있다.In addition, the bio glue of the present invention can replace the hemostatic agent, wound coating agent, soft tissue adhesive agent of the existing patch or powder formulation through the shape change by the curing reaction.
도 1은 본 발명의 일 실시 형태인 바이오글루의 주요 성분을 개략적으로 나타낸 모식도이다.
도 2는 본 발명의 바이오글루의 제조과정과 임상 적용 사례를 나타낸 모식도이다.
도 3은 본 발명의 일 실시 형태로, 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체(GelGMA)의 1H-NMR 스펙트럼이다.
도 4는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 용액이 UV 처리에 따라 젤이 되는 시점을 나타낸 그래프이다.
도 5는 본 발명의 일 실시 형태로, 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 주파수 변화에 따른 저장 탄성율 (G’)와 손실탄성율 (G’’)을 나타낸 그래프이다.
도 6은 본 발명의 일 실시 형태로, 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 압축강도 값이다.
도 7는 본 발명의 일 실시 형태로, 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 인장 강도 값이다.
도 8는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 생체외 분해도를 측정한 그래프이다.
도 9는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 수분흡수율을 인산완충용액 내에서 측정한 결과를 나타낸 그래프이다.
도 10는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔의 수분흡수율을 3차 증류수에서 측정한 결과를 나타낸 그래프이다.
도 11는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔내의 세포증식실험 결과를 나타낸 그래프이다.
도 12는 본 발명의 다른 실시예로 실크 피브로인과 GMA가 중합된 중합체 (SGMA)와 젤라틴과 GMA가 중합된 중합체 (GelGMA)의 혼합에 따라 제조된 하이드로겔내에서 세포독성실험 결과를 나타낸 형광 현미경 사진이다.
도 13는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루및 비교예(Avitene, 거즈)의 창상치유효과를 나타낸 사진이다.
도 14는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Avitene, 거즈)의 창상치유효과를 나타낸 그래프이다.
도 15, 16은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Avitene, 거즈)의 창상치유효과를 나타낸 조직학적 염색 (H&E) 결과이다.
도 17은 본 발명의 다른 실시예로 제조된 하이드로겔의 조직접착제(Tissue adhesive)로서의 능력을 예측하기 위하여 그 부착 물성을 생체외에서 측정하는 과정을 나타낸 모식도이다.
도 18은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Medifoam L, 3M Tape)의 조직접착제(Tissue adhesive)로서의 성능을 예측하기 위한 중첩 전단 강도 (Lap Shear Strength)의 생체외 측정 결과를 나타낸 그래프이다.
도 19는 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Medifoam L, 3M Tape)의 조직접착제(Tissue adhesive)로서의 성능을 예측하기 위한 생체외 필시험 (peel test) 결과를 나타낸 그래프이다.
도 20은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Medifoam L)의 조직접착제(Tissue adhesive)로서의 성능을 예측하기 위한 창상폐쇄시험(wound closure test)의 ex vivo 측정 결과를 나타낸 그래프이다.
도 21은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루의 피부 조직 접착 효과를 나타낸 사진이다.
도 22은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 성능을 예측하기 위하여 ex vivo 실험 과정을 나타낸 사진이다.
도 23은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 성능을 예측하기 위하여 ex vivo 파열 강도(burst pressure) 결과를 나타낸 그래프이다.
도 24은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Nylon)의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 성능을 예측하기 위한 ex vivo 누수 압력 (leak pressure) 결과를 나타낸 그래프이다.
도 25은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 효과를 혈관출혈모델에서 나타낸 사진이다.
도 26은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Fibrin glue)의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 효과를 간출혈모델에서 나타낸 사진이다.
도 27은 본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루 및 비교예(Fibrin glue)의 내부장기 출혈 실란트(sealant)로서의 효과를 보기위한 간출혈모델 조직학적 염색(H&E) 결과이다.
도 28은 본 발명의 바이오글루의 제조과정을 개략적으로 나타낸 모식도이다.1 is a schematic diagram schematically showing the main components of a bioglu, which is an embodiment of the present invention.
Figure 2 is a schematic diagram showing the manufacturing process and clinical application of the bio-glue of the present invention.
FIG. 3 is a 1H-NMR spectrum of a polymer in which silk fibroin and GMA are polymerized (SGMA) and a polymer in which gelatin and GMA are polymerized (GelGMA) as an embodiment of the present invention.
FIG. 4 shows a point in time when a solution prepared according to a mixture of silk fibroin and GMA polymerized (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) becomes a gel according to UV treatment according to another embodiment of the present invention. It is a graph.
5 is an embodiment of the present invention, the storage elastic modulus according to the frequency change of the hydrogel prepared according to the mixture of silk fibroin and GMA polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) (G ') And loss elastic modulus (G'').
6 is an embodiment of the present invention, the silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) according to the mixing of the compressive strength value of the hydrogel prepared.
7 is a tensile strength value of a hydrogel prepared by mixing silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) as an embodiment of the present invention.
8 is a graph measuring the in vitro decomposition of hydrogels prepared by mixing silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) according to another embodiment of the present invention.
Figure 9 is another embodiment of the present invention measures the water absorption rate of the hydrogel prepared according to the mixture of silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) in a phosphate buffer solution. It is a graph showing one result.
FIG. 10 shows water absorption of hydrogels prepared by mixing silk fibroin and GMA-polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA-polymerized polymer (GelGMA) according to another embodiment of the present invention in tertiary distilled water. It is a graph showing the results.
11 is a graph showing the results of cell proliferation experiments in a hydrogel prepared by mixing silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) according to another embodiment of the present invention.
12 is a fluorescence micrograph showing the results of cytotoxicity test in a hydrogel prepared by mixing silk fibroin and GMA polymerized polymer (SGMA) and gelatin and GMA polymerized polymer (GelGMA) according to another embodiment of the present invention. to be.
13 is a photograph showing the wound healing effect of a bio-glue and a comparative example (Avitene, gauze) according to an embodiment of the present invention.
14 is a graph showing the wound healing effect of a bio-glue and a comparative example (Avitene, gauze) according to an embodiment of the present invention.
15 and 16 are histological staining (H & E) results showing the wound healing effect of bioglue and comparative example (Avitene, gauze) according to an embodiment of the present invention.
17 is a schematic diagram showing a process of measuring the adhesion properties in vitro to predict the ability of a hydrogel prepared as another embodiment of the present invention as a tissue adhesive.
18 is an in vitro measurement result of the overlap shear strength (Lap Shear Strength) for predicting the performance as a tissue adhesive (Tissue adhesive) of the bio glue and Comparative Example (Medifoam L, 3M Tape) according to an embodiment of the present invention It is the graph shown.
19 is a graph showing the results of an in vitro peel test for predicting the performance of a bio glue and a comparative example (Medifoam L, 3M Tape) as a tissue adhesive according to an embodiment of the present invention.
20 is a graph showing the results of ex vivo measurements of a wound closure test to predict the performance of a bioglue and a comparative example (Medifoam L) as a tissue adhesive according to an embodiment of the present invention. .
21 is a photograph showing the effect of the bio-gluing skin tissue adhesion according to an embodiment of the present invention.
22 is a photograph showing an ex vivo experiment process in order to predict the performance of bioglu as an internal organ bleeding sealant according to an embodiment of the present invention.
23 is a graph showing the results of ex vivo burst pressure in order to predict the performance of bioglu as an internal organ bleeding sealant according to an embodiment of the present invention.
Figure 24 is a graph showing the ex vivo leak pressure (leak pressure) results for predicting the performance as an internal organ bleeding sealant (sealant) of the bio-glue and Comparative Example (Nylon) according to an embodiment of the present invention.
FIG. 25 is a photograph showing the effect of bioglu as an internal organ bleeding sealant according to an embodiment of the present invention in a vascular hemorrhage model.
26 is a photograph showing the effect of the bio-glue and comparative glue (Fibrin glue) as an internal organ bleeding sealant according to an embodiment of the present invention in a hemorrhage model.
Figure 27 is a hemorrhagic model histological staining (H & E) results to see the effect of the bio-glue and comparative glue (Fibrin glue) as an internal organ bleeding sealant according to an embodiment of the present invention.
28 is a schematic view schematically showing the manufacturing process of the bio glue of the present invention.
이하 본 발명의 바람직한 실시 예를 통해 상세히 설명하기에 앞서, 본 명세서 및 청구범위에 사용된 용어나 단어는 통상적이거나 사전적인 의미로 한정하여 해석되어서는 아니 되며, 본 발명의 기술적 사상에 부합하는 의미와 개념으로 해석되어야 함을 밝혀 둔다.Before describing in detail through preferred embodiments of the present invention, terms or words used in the present specification and claims should not be interpreted as being limited to conventional or dictionary meanings, meanings consistent with the technical spirit of the present invention. And should be interpreted as a concept.
본 명세서 전체에서, 어떤 부분이 어떤 구성요소를 "포함" 한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 다른 구성요소를 제외하는 것이 아니라 다른 구성 요소를 더 포함할 수 있는 것을 의미한다.Throughout this specification, when a part “includes” a certain component, it means that the component may further include other components, not to exclude other components, unless otherwise stated.
각 단계들에 있어 식별부호는 설명의 편의를 위하여 사용되는 것으로 식별부호는 각 단계들의 순서를 설명하는 것이 아니며, 각 단계들은 문맥상 명백하게 특정 순서를 기재하지 않는 이상 명기된 순서와 다르게 실시될 수 있다. 즉, 각 단계들은 명기된 순서와 동일하게 실시될 수도 있고 실질적으로 동시에 실시될 수도 있으며 반대의 순서대로 실시될 수도 있다.In each step, the identification code is used for convenience of explanation, and the identification code does not describe the order of each step, and each step can be executed differently from the specified order unless a specific order is clearly stated in the context. have. That is, each step may be performed in the same order as specified, or may be performed substantially simultaneously, or in the opposite order.
이하에서는 본 발명의 바이오글루의 제조방법에 관하여 보다 상세히 설명하고자 한다.Hereinafter will be described in more detail with respect to the production method of the bio-glue of the present invention.
바이오글루는 점착 접착제를 의료분야에 임상 응용한 것으로, 종래의 공업용 점착, 접착제와 상이한 기본 성능이 요구됨. 바이오글루는 의료용구의 포장부터 외과용 점착, 접착 및 지혈에 이르기까지 광범위한 분야에 적용되며, 의료용 접착제, 지혈제, 생체접착제, surgical glue, surgical sealant등의 용어로 지칭되고 있다. 바이오글루는 모든 출혈을 동반하는 수술 혹은 외상 분야에 쓰이고 있어 적용 범위가 매우 광범위 하며 세계적으로 바이오글루 관련시장이 급성장 하고 있다. 현재 실용화되고 있는 것으로 봉합사를 대체하는 시아노아크릴레이트계 바이오글루 (예-Dermabond®), 지혈제로서의 바이오글루(예-Gelfoam®spongeandpowder), 지혈제 겸 조직접착제로서 피브린계 바이오글루(예-Greenplast®), 연조직접합용 바이오글루 (예-LiquiBand Surgical S), 골조직접합용 바이오글루 (MMA), 유착방지제로서 바이오글루 (예-Guardix Sol.) 등이 있다. Bioglu is a clinical application of adhesive adhesives in the medical field, and requires basic performance different from conventional industrial adhesives and adhesives. Bio glue is applied to a wide range of fields from packaging of medical equipment to surgical adhesion, adhesion, and hemostasis, and is referred to as terms of medical adhesives, hemostatic agents, bioadhesives, surgical glue, surgical sealant, and the like. Bioglu is used in surgery or trauma with all bleeding, so its application range is very wide and the market for bioglu is rapidly growing worldwide. Currently used in practice, cyanoacrylate-based bio-glues that replace sutures (e.g.-Dermabond®), bio-glues as hemostatic agents (e.g.-Gelfoam®spongeandpowder), and fibrin-based bioglues as hemostatic and tissue adhesives (e.g. Greenplast®) , Soft tissue bonding bio glue (eg -LiquiBand Surgical S), bone tissue bonding bio glue (MMA), and anti-adhesion bio glue (eg-Guardix Sol.).
외과 시술시 또는 수술 후의 출혈은 기대 이상의 사망률을 가져올 수 있는 매우 심각한 문제로, 수술 시 ‘지혈제’는 필수불가결한 요소이다. 작은 수술에서부터 개복수술에 이르기까지 일반 외과술 중 개복, 개흉 수술같이 상태가 중증인 경우 대량 출혈 등 우연치 않은 사고에 대비하기 위해 지혈제의 중요성은 대단히 크며 다양한 종류의 지혈제를 필요 하다. 현재 시장에 나와 있는 지혈제의 종류에는 액체로 되어 상처에 도포하면 굳는 글루 타입 (Glue type), 그물망처럼 생겨 상처부위를 압박하는 형태인 패치 타입, 패치 위에 지혈제 성분을 입힌 혼합형 타입이 제품화 되어 있다. 그러나 기존 지혈제들은 1) 낮은 생체적합성, 2) 느린 지혈시간, 3) 낮은 조직접착력 및 4) 낮은 보관 안정성과 같은 단점이 있으며, 또한 대부분 한가지 기능만을 가지고 있다. 즉, 빠른 지혈효과와 더불어 생체적합성, 생분해성, 조직치유, 경제성, 보관 안정성, 사용편의성 등과 같은 요구를 동시에 만족시키는 제품은 없다. Bleeding during or after surgery is a very serious problem that can lead to mortality beyond expectations, and 'hemostatic agent' is an indispensable factor in surgery. Hemostatic agents are of great importance to prepare for accidents such as mass bleeding when the condition is severe, such as open surgery or thoracic surgery, from small surgery to open surgery, and various types of hemostatic agents are needed. The types of hemostatic agents currently on the market are commercially available, including glue type, which solidifies when applied to wounds, patch type, which looks like a mesh and compresses the wound, and mixed type with hemostatic agent applied on the patch. However, existing hemostatic agents have disadvantages such as 1) low biocompatibility, 2) slow hemostasis time, 3) low tissue adhesion, and 4) low storage stability, and also have only one function. In other words, there is no product that simultaneously satisfies the requirements such as biocompatibility, biodegradability, tissue healing, economic efficiency, storage stability, and ease of use as well as rapid hemostatic effect.
실크(silk)는 누에나방 벌레(Bombyx morisilk-worm)에서 추출한 천연 섬유상 중합체로, 피브로인(fibroin)과 세리신(sericin)의 두 가지 단백질로 이루어져 있다. 특히, 실크 단백질의 주성분인 피브로인은 뛰어난 인장 강도, 작은 항원성, 비 염증성 특성 및 조절 가능한 생물 분해성 등으로 인해 생의학 분야에서 다양하게 활용되고 있다. Silk (silk) is a natural fibrous polymer extracted from the silkworm moth (Bombyx morisilk-worm), it consists of two proteins: fibroin (fibroin) and sericin (sericin). In particular, fibroin, the main component of silk protein, has been widely used in the biomedical field due to its excellent tensile strength, small antigenicity, non-inflammatory properties, and adjustable biodegradability.
구체적으로, 본 발명의 바이오글루는, 생체재료로 사용할 수 있는 생체적합성이 있는 물질, 일 예로, 아가로즈(agarose), 피브리노겐(fibrinogen), 메타아크릴레이티드 히알루론산(HAMA), 사이올레이티드 히알루론산, 젤라틴, 젤라틴 메타아크릴레이티드(GelMA), 사이올레이티드 젤라틴, 콜라겐, 알기네이트, 메틸 셀룰로오스, 키토산, 키틴, 합성펩타이드, 폴리에틸렌 글리콜 기초의 하이드로겔, PVA(Poly vinyl alcohol), PGA(Polyglycolic acid), PLGA(poly-lactic-co-glycolic acid), PLA(Polylactic acid), PLLA( poly(L-lactic acid)), PCL(Polycaprolactone), PHB(Polyhydroxybutyrate), PHV(Polyhydroxyvalerate), PDO(Polydioxanone), PTMC(Polytrimethylenecarbonate) 등의 물질 보다 상대적으로 생체 적합성, 창상 재생능력 및 물리적 성질이 뛰어난 실크 피브로인(fibroin)를 기반으로 하고 있으며, 상기 물질과 실크 프브로인(fibroin)을 혼합하여 제작하는 것도 가능하다.Specifically, the bio-glue of the present invention, a biocompatible material that can be used as a biomaterial, for example, agarose (agarose), fibrinogen (fibrinogen), methacrylate hyaluronic acid (HAMA), thiolated hyaluronic acid Ronic acid, gelatin, gelatin methacrylate (GelMA), thiolated gelatin, collagen, alginate, methyl cellulose, chitosan, chitin, synthetic peptides, polyethylene glycol based hydrogels, polyvinyl alcohol (PVA), polyglycolic (PGA) acid), PLGA (poly-lactic-co-glycolic acid), PLA (Polylactic acid), PLLA (poly (L-lactic acid)), PCL (Polycaprolactone), PHB (Polyhydroxybutyrate), PHV (Polyhydroxyvalerate), PDO (Polydioxanone) ), Is based on silk fibroin, which has superior biocompatibility, wound regeneration and physical properties than materials such as PTMC (Polytrimethylenecarbonate), and mixes the above material with silk fibroin. It is also possible to produce.
실크 피브로인(fibroin)은, 빠른 가교 결합의 형성 및 기계적 강성을 유지할 수 있고, 하이드로 겔로 형성시 안정성 측면에서 우수한 기계적 특성을 가질 뿐만 아니라 창상 부위에서 세포의 부착 및 분화에 적합한 미세환경을 조성할 수 있다는 장점이 있다. Silk fibroin can maintain rapid crosslinking formation and mechanical stiffness, has excellent mechanical properties in terms of stability when formed as a hydrogel, and can create a microenvironment suitable for cell attachment and differentiation at the wound site. It has the advantage of being.
본 발명의 바이오글루의 주요 성분을 형성하는 실크 피브로인은 누에고치에서 세리신을 제거한 천연 단백질 고분자로서, 상기 실크 피브로인 내 아미노산 잔기 중 하나와 메타크릴레이트계 화합물을 중합반응을 통해 고분자 중합체를 제조할 수 있으며, 바람직하게는 실크 피브로인 내 아미노산기 중 라이신 잔기에 하나 이상의 메타크릴레이트계 화합물이 공중합되어 상기 실크 피브로인의 아민기에 메타크릴레이트 비닐기가 형성된 고분자 중합체를 제조할 수 있다.Silk fibroin, which forms the main component of the bio glue of the present invention, is a natural protein polymer from which sericin is removed from the cocoon, and one of amino acid residues in the silk fibroin and a methacrylate-based compound can be polymerized through polymerization. Preferably, one or more methacrylate-based compounds are copolymerized with lysine residues among the amino acid groups in the silk fibroin to prepare a polymer polymer having a methacrylate vinyl group formed on the amine group of the silk fibroin.
본 발명의 일 실시예에 따른 바이오글루는, 천연 단백질 고분자인 실크 피브로인에 화합물이 중합된 중합체를 광개시제와 함께 광(예를 들어, UV)에 노출시켜 하이드로 겔을 형성하여, 지혈 및 창상 봉합, 재생 기능을 가진다. Bioglu according to an embodiment of the present invention, by forming a hydrogel by exposing the polymer in which the compound is polymerized to silk fibroin, which is a natural protein polymer, with a photoinitiator to light (for example, UV), to seal hemostasis and wounds, It has a playback function.
일 예로, 상기 고분자 중합체는 도 1과 같이 메타크릴레이트계 화합물로, 글리시딜 메타크릴레이트(glycidyl methacrylate, GMA)를 사용하여 상기 실크 피브로인과 중합 반응시켜 실크 피브로인 분자 내 아민(amine)에 메타아크릴레이트기(metacrylate group)가 중합된 고분자 중합체(이하, SGMA)일 수 있다. As an example, the polymer polymer is a methacrylate-based compound as shown in FIG. 1, and is polymerized with the silk fibroin using glycidyl methacrylate (GMA) to meta to an amine in the silk fibroin molecule. The acrylate group (metacrylate group) may be a polymerized polymer (hereinafter, SGMA).
상기 광개시제는 광에 노출시 상기 고분자 중합체를 공격하여 라디칼 반응을 일으킬 수 있되, 화학적으로 안정하고 인체에 독성이 없는 화합물이면 특별히 한정되지 않고 사용 가능하다.The photoinitiator may attack the polymer polymer upon exposure to light and cause a radical reaction, but any chemically stable and non-toxic compound may be used without particular limitation.
일 예로, 본 발명의 바이오글루 내 포함된 광개시제로는 프리 라디컬계 광개시제로, 리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), 벤질디메틸케탈(benzyl dimethyl ketal), 아세토페논(acetophenone), 벤조인메틸에테르(benzoin methyl ether), 디에톡시아세토페논(diethoxyacetophenone), 벤조일 포스핀 옥사이드(benzoyl phosphine oxide) 및 1-하이드록시사이클로헥실 페닐 케톤(1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함된 것을 사용할 수 있으나, 바람직하게는 세포 독성이 낮은 리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP)를 사용할 수 있다.For example, the photoinitiator included in the bioglue of the present invention is a free radical-based photoinitiator, lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate (lithium phenyl- (2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), benzyl dimethyl ketal, acetophenone, benzoin methyl ether, diethoxyacetophenone, benzoyl phosphine oxide and 1-hydroxy The one containing at least one selected from the group consisting of cyclohexyl phenyl ketone may be used, but preferably lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate having low cytotoxicity (lithium) Phenyl- (2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP) can be used.
구체적으로 상기 바이오글루에 광 조사시, 광개시제가 상기 고분자 중합체의 비닐 모노머를 공격하여 라디칼 반응이 발생되며, 이로 인하여 생성된 자유 라디칼에 의하여 중합반응을 통해 경화되어 구조체를 형성할 수 있다.Specifically, when light is irradiated to the bio glue, a photoinitiator attacks the vinyl monomer of the polymer polymer to generate a radical reaction, whereby a free radical generated can be cured through polymerization to form a structure.
바람직하게는 본 발명의 바이오글루에는 앞서 언급한 실크 피브로인과 메타크릴레이트계 화합물이 중합된 고분자 중합체 및 광개시제 외에도 사용 부위 또는 용도에 따라 세포, 성장인자, 지혈 성분, 생물학적 활성인자 등이 유효한 양으로 적절히 더 포함될 수 있다. 또한, 물리적 물성을 개선 하기 위해, 본 발명의 바이오글루에는 아가로즈(agarose), 피브리노겐(fibrinogen), 메타아크릴레이티드 히알루론산(HAMA), 사이올레이티드 히알루론산, 젤라틴, 젤라틴 메타아크릴레이티드(GelMA), 사이올레이티드 젤라틴, 콜라겐, 알기네이트, 메틸 셀룰로오스, 키토산, 키틴, 합성펩타이드, 폴리에틸렌 글리콜 기초의 하이드로겔, PVA(Poly vinyl alcohol), PGA(Polyglycolic acid), PLGA(poly-lactic-co-glycolic acid), PLA(Polylactic acid), PLLA(poly(L-lactic acid)), PCL(Polycaprolactone), PHB(Polyhydroxybutyrate), PHV(Polyhydroxyvalerate), PDO(Polydioxanone), PTMC(Polytrimethylenecarbonate) 등의 고분자가 더 포함될 수 있다. Preferably, in addition to the polymer polymer and photoinitiator in which the above-mentioned silk fibroin and methacrylate-based compounds are polymerized, the bio glue of the present invention has an effective amount of cells, growth factors, hemostatic components, biologically active factors, etc. More may be included as appropriate. In addition, in order to improve physical properties, the bio-glue of the present invention includes agarose, fibrinogen, methacrylated hyaluronic acid (HAMA), thiolated hyaluronic acid, gelatin, gelatin methacrylate ( GelMA), thiolated gelatin, collagen, alginate, methyl cellulose, chitosan, chitin, synthetic peptides, polyethylene glycol based hydrogels, polyvinyl alcohol (PVA), polyglycolic acid (PGA), poly-lactic-co (PLGA) Polymeric values such as -glycolic acid (PLA), polylactic acid (PLLA), poly (L-lactic acid) (PLLA), polycaprolactone (PCL), polyhydroxybutyrate (PHB), polyhydroxyvalerate (PHV), polydioxanone (PDO), polytrimethylene carbonate (PTMC) It may be further included.
상기 바이오글루에 관한 구체적인 성분의 함량 및 구조는 하기 바이오글루의 제조방법을 통해 더욱 상세히 설명하고자 한다.The content and structure of specific components related to the bioglue will be described in more detail through the following bioglue manufacturing method.
한편, 본 발명의 다른 실시 형태는 바이오글루의 제조방법에 관한 것으로서, 누에 고치(Bombyx mori)로부터 세리신 단백질 및 불순물을 제거한 후, 용매에 실크 피브로인(Silk Fibroin)을 용해시켜 실크 피브로인 용액을 제조하는 제1단계(도 28의 (a)); 실크 피브로인 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후, 이를 반응시켜 고분자 중합체를 제조하는 제2단계(도 28의 (b)); 제2단계를 통해 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 건조하여 분말화시키는 제3단계(도 28의 (d)및(e)); 및 물 기반 용매에 제3단계를 통해 제조된 분말과 광개시제를 혼합하는 제4단계(도 28의 (f));를 포함하여 바이오글루를 제조할 수 있다.On the other hand, another embodiment of the present invention relates to a method of manufacturing bioglu, after removing sericin protein and impurities from silkworm cocoon (Bombyx mori), dissolving silk fibroin in a solvent to prepare a silk fibroin solution The first step (Fig. 28 (a)); After the methacrylate-based compound is added to the silk fibroin solution, a second step of reacting it to prepare a polymer polymer (FIG. 28 (b)); A third step of drying and powdering the solution containing the polymer polymer prepared through the second step ((d) and (e) of FIG. 28); And a fourth step of mixing the powder and the photoinitiator prepared through the third step in a water-based solvent (FIG. 28 (f)); to produce bioglu.
상기 실크 피브로인은, 천연 단백질 고분자로 체내에 거부반응 및 면역반응이 일어나지 않고, 염증반응이 적어 생체적합성이 우수하다는 장점이 있다. 상기 실크 피브로인은 누에고치(Bombyx mori)로부터 빼낸 그대로의 누에고치 생사를 정련과정을 통해 세리신과 불순물을 제거한 것으로서, 일반적으로 누에고치 생사를 정련하는 방법은 열탕으로 10시간 이상 끓이거나, 묽은 알칼리성 용액으로 처리하는 방법 등이 있으며, 누에고치 생사로부터 세리신 및 불순물을 제거하여 정련된 실크 피브로인을 수득하는 기술은 일반적으로 널리 알려진 방법이면 사용 가능하므로 이의 자세한 설명은 생략하기로 한다.The silk fibroin is a natural protein polymer, which has an advantage in that bioreactivity is excellent because there is no rejection reaction and an immune response in the body and there is little inflammatory reaction. The silk fibroin removes sericin and impurities through the refining process of silkworm cocoon raw silk taken out from the cocoon (Bombyx mori). In general, the method of refining silkworm cocoon is boiled for 10 hours or more with hot water, or a diluted alkaline solution. There is a method, and the like, and the technique of obtaining refined silk fibroin by removing sericin and impurities from silkworm cocoon can be used if it is a generally well-known method, so a detailed description thereof will be omitted.
정련공정을 통해 정련된 실크 피브로인은 물, 묽은 산 또는 묽은 염기 등 묽은 수용액에서는 용해되지 않는 성질을 가지고 있어, 상기 제1단계에서 용매에 실크 피브로인을 용해시키기 위해서는 브롬화리튬 용액에 50 ~ 70 ℃ 온도로 40 ~ 80 분 동안 가열하여 용해시킬 수 있다. 이 때 제1단계에서 사용되는 용매로, 묽은 용액에는 상기 실크 피브로인이 충분히 용해되지 못하므로 바람직하게는 8.0 ~ 10.0 M의 브롬화리튬(LiBr)용액 또는 염화칼슘(CaCl2)용액을 사용할 수 있으며, 바람직하게는 8.7 ~ 9.8 M의 브롬화리튬 용액을 사용할 수 있다.Silk fibroin refined through a refining process has a property that is not soluble in dilute aqueous solutions such as water, dilute acid or dilute base, and in order to dissolve silk fibroin in a solvent in the first step, the temperature is 50 to 70 ° C in a lithium bromide solution. It can be dissolved by heating for 40 to 80 minutes. At this time, as the solvent used in the first step, since the silk fibroin is not sufficiently dissolved in the dilute solution, a lithium bromide (LiBr) solution or a calcium chloride (CaCl 2 ) solution of 8.0 to 10.0 M may be preferably used. Preferably, a solution of lithium bromide from 8.7 to 9.8 M can be used.
상기 제1단계를 통해 제조된 실크 피브로인이 용해된 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후, 이를 교반시켜 고분자 중합체를 제조하는 제2단계는, 실크 피브로인의 아미노산 잔기에 메타크릴레이트기를 중합시켜 고분자 중합체를 제조함으로써, 이를 광에 노출시 압축강도, 인장강도 및 저장 탄성률 등의 기계적 물성이 향상된 하이드로겔로 이루어진 구조체를 성형할 수 있다. After adding the methacrylate-based compound to the solution in which the silk fibroin prepared in the first step is dissolved, and then stirring it, the second step of preparing the polymer polymer is by polymerizing a methacrylate group on the amino acid residue of the silk fibroin. By preparing a polymer, it is possible to mold a structure made of a hydrogel with improved mechanical properties such as compressive strength, tensile strength and storage modulus when exposed to light.
이 때, 아미노산 잔기는 실크 피브로인에 포함된 각종 아미노산의 분자 구성 중 H, OH가 이탈한 구성 단위를 의미하며, 넓은 의미로는 펩타이드나 단백질을 구성하는 각각의 아미노산을 의미한다.At this time, the amino acid residue means a structural unit from which H and OH are separated among the molecular structures of various amino acids contained in silk fibroin, and in a broad sense, each amino acid constituting a peptide or protein.
구체적으로, 상기 제2단계는 실크 피브로인이 용해된 용매에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 다음, 50 ~ 70 ℃ 온도에서 2 ~ 4 시간 동안 200 ~ 400 rpm 속도로 교반하여 중합체를 제조할 수 있다. Specifically, in the second step, a methacrylate-based compound is added to a solvent in which silk fibroin is dissolved, and then agitated at a temperature of 50 to 70 ° C. for 2 to 4 hours at 200 to 400 rpm to prepare a polymer. .
본 발명의 바이오글루 내 포함되는 고분자 중합체는 실크 피브로인(Slik Fibtoin, SF)과 메타크릴레이트계 화합물이 공중합되어 제조된 고분자 중합체로 실크 피브로인 내 포함된 아미노산의 잔기에 하나 이상의 메타크릴레이트계 화합물이 공중합되어, 상기 아미노산의 잔기에 메타크릴레이트기가 결합된 코폴리머(co-polymer)를 형성함으로써 고분자 중합체를 제조할 수 있다. 바람직하게는 상기 실크 피브로인 내 포함된 아미노산의 잔기에 2개의 메타크릴레이트계 화합물이 중합되어 고분자 중합체를 제조할 수 있으며, 이를 광개시제와 함께 광(light)에 노출시 경화반응을 일으켜 하이드로겔을 형성할 수 있다. 이 때 사용되는 광(light)의 파장은 상기 광개시제가 라디칼 반응을 개시할 수 있는 광파장 영역을 조사시켜 바이오글루의 겔화, 경화반응을 개시할 수 있다.The polymer polymer contained in the bioglu of the present invention is a polymer polymer prepared by copolymerizing silk fibroin (Slik Fibtoin, SF) with a methacrylate-based compound, and at least one methacrylate-based compound is added to the residue of the amino acid contained in the silk fibroin. By copolymerization, a polymer polymer can be prepared by forming a copolymer having a methacrylate group bound to the residue of the amino acid. Preferably, a polymer polymer may be prepared by polymerizing two methacrylate-based compounds on the residue of the amino acid contained in the silk fibroin, and when it is exposed to light together with a photoinitiator, a hydrogel is formed by curing. can do. The wavelength of the light used at this time can initiate the gelation and curing reaction of bioglu by irradiating a light wavelength region where the photoinitiator can initiate a radical reaction.
일 예로, 상기 고분자 공중합체는 도 2 에 제시된 바와 같이 실크 피브로인(SF)와 글리시딜 메타크릴레이트(glycidyl methacrylate, GMA)를 중합시켜, 실크 피브로인 분자 내 아민(amine), 바람직하게는 상기 글리시딜 메타크릴레이트의 에폭시 고리가 끓어지면서 실크 피브로인 분자 내 라이신기의 아민에 메타아크릴레이트기(metacrylate group)가 중합된 고분자 중합체(이하, SGMA)를 제조할 수 있다. 구체적으로 실크 피브로인(SF)의 α나선 또는 β시트의 라이신기의 아민(-NH2)에 상기 메타아크릴레이트기의 에폭시 고리가 끊어지면서 친핵성 반응을 통해 상기 아민에 메타크릴레이트기가 중합된 고분자 중합체인 SGMA를 제조할 수 있다. As an example, the polymer copolymer polymerizes silk fibroin (SF) and glycidyl methacrylate (GMA) as shown in FIG. 2, so that amine in the silk fibroin molecule, preferably the glyce A polymer polymer (hereinafter, SGMA) in which a methacrylate group is polymerized in an amine of a lysine group in a silk fibroin molecule can be prepared as the epoxy ring of the cydyl methacrylate boils. Specifically, a polymer in which a methacrylate group is polymerized in the amine through a nucleophilic reaction while the epoxy ring of the methacrylate group is broken in the amine (-NH 2 ) of the lysine group of the α helix or β sheet of silk fibroin (SF) Polymer SGMA can be prepared.
따라서, 바람직한 고분자 중합체를 제조하기 위해서는 상기 제2단계에서 혼합되는 실크 피브로인과 메타크릴레이트계 화합물의 혼합비율이 가장 중요하다.Therefore, in order to prepare a desirable polymer polymer, the mixing ratio of the silk fibroin and the methacrylate-based compound mixed in the second step is most important.
상기 제1단계에서 용매에 실크 피브로인을 0.05 ~ 0.35 g/ml 농도로 용해시킨 용액에 141 ~ 705 mM 농도로 메타크릴레이트계 화합물을 투입하여 제2단계를 진행하는 것이 바람직하며, 상기 실크 피브로인과 메타크릴레이트계 화합물의 비율이 상기 범위를 벗어나게 되는 경우 미반응된 실크 피브로인 또는 메타크릴레이트계 화합물이 잔존량이 증가로 경제성이 저하되거나, 제조된 바이오글루로 인쇄된 구조체의 기계적 강도가 저하될 수 있다.In the first step, it is preferable to proceed to the second step by adding a methacrylate-based compound at a concentration of 141 to 705 mM to a solution in which silk fibroin is dissolved in a solvent at a concentration of 0.05 to 0.35 g / ml, and the silk fibroin and When the proportion of the methacrylate-based compound is out of the above range, the unreacted silk fibroin or methacrylate-based compound may decrease the economic efficiency due to an increase in the residual amount, or the mechanical strength of the structure printed with the produced bioglug may decrease. have.
상기 제2단계를 통해 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액 내 포함된 이온 성분 즉, 제1단계에서 사용된 용매 내 포함된 이온인 불순물을 제거하기 위하여 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 투석 튜브에 넣고, 물에 침지시키는 투석단계(도 28의 (c))를 더 포함하는 것이 바람직하다.In the dialysis tube, the solution containing the polymer polymer prepared to remove impurities from the ionic component contained in the solution containing the polymer polymer prepared through the second step, that is, the ions contained in the solvent used in the first step, is placed in the dialysis tube. It is preferable to further include a dialysis step (FIG. 28 (c)) to be immersed in water.
더욱 바람직하게는 상기 투석단계 전에 고분자 중합체가 포함된 용액을 필터를 사용하여 여과한 다음, 용액 내 포함된 이온성분을 제거하기 위한 투석단계를 수행할 수 있다.More preferably, the dialysis step for removing the ionic component contained in the solution may be performed after the solution containing the polymer is filtered using a filter before the dialysis step.
상기 투석단계는 이온성분은 통과하되 고분자 중합체는 통과하지 못하는 크기의 투석튜브를 사용할 수 있으며, 바람직하게는 12 ~ 14 kDa cutoff 투석튜브에 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 투입한 후 물에 3 ~ 7일간 침지시키는 것이 바람직하다. 상기 투석시간이 3일 미만일 경우 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액 내 포함된 이온 성분의 제거가 충분하지 못하여 생체 적합성이 저하되거나 프린팅으로 제조된 구조체의 기계적 강도가 저하되는 문제가 발생될 수 있고, 투석시간이 7일을 초과하게 되는 경우 시간 초과에 따른 이익이 없어 경제성이 저하될 수 있다.In the dialysis step, a dialysis tube having a size through which the ionic component passes but not the polymer polymer may be used. Preferably, a solution containing a polymer polymer prepared in a 12-14 kDa cutoff dialysis tube is added, and then 3 in water. It is desirable to immerse for 7 days. When the dialysis time is less than 3 days, the removal of the ionic component contained in the solution containing the polymer polymer prepared may not be sufficient, resulting in a decrease in biocompatibility or a decrease in mechanical strength of the structure produced by printing. If the dialysis time exceeds 7 days, there is no profit due to the time out, which may deteriorate economic efficiency.
상기 투석단계를 통과한 고분자 중합체가 포함된 용액을 건조하여 분말화시키는 제3단계는, 액체상태의 바이오글루의 유통 및 저장성을 향상시키고 바이오글루의 화학적 안정성 및 사용의 편리성을 부여하기 위하여 상기 고분자 중합체가 포함된 용액을 동결건조하여 분말화시키는 것이 바람직하다.The third step of drying and pulverizing the solution containing the polymer polymer that has passed through the dialysis step is to improve the distribution and storage of the biogluar in the liquid state and to provide the chemical stability and convenience of the biogluar. It is preferable to lyophilize the solution containing the polymer to pulverize it.
구체적으로 상기 제3 단계는, 투석이 충분히 진행되어 이온성분이 제거된 고분자 중합체가 포함된 용액을 먼저 -90 ~ -70 ℃ 온도로 10 ~ 14시간에 걸쳐 완전히 동결시킨 다음, 40 ~ 60 시간 동안 동결온도와 동일 온도하에서 동결건조하는 것이 바람직하다. 상기 동결건조된 고분자 중합체가 포함된 용액은 파쇄, 분쇄 등의 가공을 거쳐 적절한 크기의 입도를 가지도록 분말화시키는 것이 바람직하다.Specifically, in the third step, the dialysis proceeds sufficiently and the solution containing the polymer polymer from which the ionic component has been removed is first completely frozen at a temperature of -90 to -70 ° C over 10 to 14 hours, and then for 40 to 60 hours. It is preferable to freeze-dry at the same temperature as the freezing temperature. The solution containing the lyophilized polymer is preferably powdered to have an appropriate size particle size through processing such as crushing and grinding.
상기 제3단계를 거쳐 제조된 고분자 중합체가 포함된 분말은, 용매 및 물 기반의 용매에 광개시제와 함께 혼합하는 제4단계를 통해 본 발명의 바이오글루를 제조할 수 있다. 바람직하게는 상기 제4단계는 용매, 특히 물 기반 용매에 상기 제3단계를 통해 제조된 분말 5 ~ 30 wt%과 및 광개시제 0.1 ~ 0.3 wt%를 혼합하는 것이 바람직하며, 이 때 용매, 분말 및 광개시제의 합이 100 wt%를 넘지 않도록 하는 것이 바람직하다.The powder containing the polymer polymer prepared through the third step can be prepared in the bioglu of the present invention through the fourth step of mixing with a photoinitiator in a solvent and a water-based solvent. Preferably, in the fourth step, it is preferable to mix 5 to 30 wt% of the powder prepared through the third step with a solvent, particularly a water-based solvent, and 0.1 to 0.3 wt% of a photoinitiator, wherein the solvent, powder and It is preferable that the sum of the photoinitiators does not exceed 100 wt%.
또한, 상기 제4단계는, 물, 분말 및 광개시제 이외에도 젤라틴, 콜라겐, Polyvinyl Alcohol(PVA), 알진네이트, 히알루론산(Hyaluronic acid, HA), 키토산, PEO(polyethylene oxide), PEG(polyethylene glycol) 등의 고분자 또는 메타크릴레이크계 화합물을 더 첨가하여 혼합할 수 있다. 구체적으로, 물 기반 용매에 상기 제3단계를 통해 제조된 분말과 상기 고분자 또는 메타크릴레이크계 화합물을 혼합한 후 광개시제를 혼합할 수 있다.In addition, in the fourth step, in addition to water, powder and photoinitiator, gelatin, collagen, polyvinyl alcohol (PVA), alginate, hyaluronic acid (HA), chitosan, PEO (polyethylene oxide), PEG (polyethylene glycol), etc. It can be mixed by further adding a polymer or a methacrylic lake-based compound. Specifically, after mixing the powder prepared through the third step with the water-based solvent and the polymer or methacrylic lake-based compound, a photoinitiator may be mixed.
상기 광개시제에 관한 구체적인 설명은 앞서 언급하였으므로 여기서는 생략하기로 한다. Since the detailed description of the photoinitiator was mentioned above, it will be omitted here.
이와 같은 방법으로 제조된 본 발명의 바이오글루는 일 예로, 상기 광 개시제가 광중합 반응을 개시할 수 있는 파장의 광에 노출시켜 젤화 또는 경화되어 하이드로겔을 형성할 수 있다.The bio-glue of the present invention prepared in this way may be, for example, exposed to light of a wavelength capable of initiating a photopolymerization reaction to gel or cure to form a hydrogel.
이와 같은 방법으로 제조된 본 발명의 바이오글루는 광(자외선, UV)에 노출시키면 제조된 실크 피브로인의 메타크릴기의 이중결합 부분의 사슬 내부의 결합, 그 사이의 공유 결합이 유발될 뿐만 아니라, 고분자 중합체의 긴 사슬 간의 물리적 얽힘 등을 통해 빠른 시간내에 겔화 또는 경화되어 창상 부위에 점착 및 접착 능력을 가진 하이드로겔을 형성할 수 있다. 이로 인해 급속 지혈 필요한 부위 에 사용이 가능하다. 또한 경화된 하이드로겔은 물리적 우수한 물성으로 봉합이 요구되는 부위에도 사용이 가능하다. 그리고 함유된 실크 피브로인 및 혼합된 화합물의 생물학적 안전성 및 활성도로 인해 창상 재생 능력을 가진다. 이러한 기능 강화를 위해 다양한 생물학적 활성인자 및 화합물, 세포를 함유 할 수 도 있다. When the bio glue of the present invention prepared in this way is exposed to light (ultraviolet rays, UV), not only the binding in the chain of the double bond portion of the methacrylic group of the silk fibroin produced, but also the covalent bond therebetween is caused, It can gel or harden in a short time through physical entanglement between the long chains of the polymer polymer to form a hydrogel having adhesion and adhesion ability to the wound site. Because of this, it can be used in areas requiring rapid hemostasis. In addition, the cured hydrogel can be used in areas where sealing is required due to its excellent physical properties. And it has the ability to regenerate wounds due to the biological safety and activity of the contained silk fibroin and mixed compounds. To enhance these functions, it may contain various biologically active factors, compounds, and cells.
창상 재생을 위한 생물학적 활성인자로 피부를 재생 또는 손상된 피부를 치료하기 위하여 생체 내에서 발현하는 단백질을 사용할 수 있다. 예를 들면, PDGF-BB (platelet derived growth factor), EGF (epidermal growth factor), aFGF (acidic fibroblast growth factor), bFGF (basic fibroblast growth factor), IGF-I (insulin-like growth factor-I) 및 TGF-ß1 (transforming growth factor-beta-1) 등이 포함되나, 이에 제한되지 아니한다. As a biologically active factor for wound regeneration, proteins expressed in vivo can be used to regenerate or treat damaged skin. For example, platelet derived growth factor (PDGF-BB), epidermal growth factor (EGF), acidic fibroblast growth factor (aFGF), basic fibroblast growth factor (bFGF), insulin-like growth factor (IGF-I) and TGF-ß1 (transforming growth factor-beta-1), and the like, but is not limited thereto.
또한, 지혈 특성 향상을 위한 생물학적 활성인자로서, 트롬빈 또는 트롬빈 함유 혈장 분획물, 재수화 동결건조(RL) 혈소판, RL 혈액 세포, 피브린, 피브리노겐 및 이들의 배합물이 포함된다. 바람직한 한 양태에서, 트롬빈은 추가의 지혈 작용을 부여하기 위하여 직물에 혼입된다. 트롬빈은 어떠한 공급원으로부터도 얻을 수 있으며(자연 분리, 재조합 등), 트롬빈과, 인자 XⅡ, 인자 XⅡa, 인자 XⅠ, 인자 XⅠa, 인자 XⅢ, 인자 XⅢa, 인자 Ⅸ, 인자 Ⅸa, 인자 Ⅷ, 인자 Ⅷa, 인자 vWF, 인자 Ⅴ, 인자 Ⅴa, 인자 Ⅹ, 인자 Ⅹa 및 이들의 배합물과 같은 추가의 응고 인자, 또는 렙틸라제(reptilase)와 같은 동물 독액 성분과 같은 응고 보조인자, 또는 엔도텔린, 트롬복산, 산화질소(NO) 스캐빈저 또는 이들의 배합물과 같은 혈관작용제를 함유하는 혈장 분획물 또는 혈청의 형태일 수 있다. 이러한 추가의 생물학적 활성인자들은 신체의 자연적 지혈 연쇄 반응의 활성화를 돕고, 출혈을 신속하게 억지할 수 있는 재료를 제공한다. In addition, as biologically active factors for improving hemostatic properties, thrombin or thrombin-containing plasma fractions, rehydrated lyophilized (RL) platelets, RL blood cells, fibrin, fibrinogen, and combinations thereof are included. In one preferred embodiment, thrombin is incorporated into the fabric to impart additional hemostatic action. Thrombin can be obtained from any source (natural isolation, recombination, etc.), thrombin, factor XII, factor XIIa, factor XI, factor XIa, factor XIII, factor XIIIa, factor VII, factor VIIa, factor VII, factor VIIa, Additional coagulation factors such as factor vWF, factor V, factor Va, factor VII, factor VIIa and combinations thereof, or coagulation cofactors such as animal venom components such as reptilase, or endothelin, thromboxane, oxidation It may be in the form of a plasma fraction or serum containing vasoactive agents such as nitrogen (NO) scavengers or combinations thereof. These additional biologically active factors aid in the activation of the body's natural hemostatic chain reaction and provide materials that can quickly inhibit bleeding.
이하에서는, 본 발명의 실시 예를 살펴본다. 그러나 본 발명의 범주가 이하의 바람직한 실시 예에 한정되는 것은 아니며, 당업자라면 본 발명의 권리범위 내에서 본 명세서에 기재된 내용의 여러 가지 변형된 형태를 실시할 수 있다.Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described. However, the scope of the present invention is not limited to the following preferred embodiments, and those skilled in the art can implement various modified forms of the contents described herein within the scope of the present invention.
[제조예 1][Production Example 1]
대한민국 농촌 진흥청에서 가져온 누에고치(B. mori)를 4조각으로 자른 후, 자른 누에고치 40 g을 0.05 M 탄산나트륨 수용액 1L에 침지시켜 100 ℃ 온도로 30 분간 가열한 뒤 이를 증류수로 수회 세정한 다음, 이를 실온에서 건조시켜 세리신이 제거된 누에 고치 즉, 실크 피브로인 31.1 g(약 80 % 수득률)을 수득하였다.After cutting the cocoon (B. mori) from the Rural Development Administration of Korea into 4 pieces, immerse 40 g of the cut cocoon in 1 L of 0.05 M sodium carbonate aqueous solution, heat it to 100 ° C. for 30 minutes, and then wash it several times with distilled water. This was dried at room temperature to give 31.1 g (about 80% yield) of silkworm cocoon, ie silk fibroin, from which sericin was removed.
수득된 실크 피브로인 20 g을 9.3 M 브롬화리튬 수용액 100 ml에 투입시킨 후 이를 60 ℃ 온도로 1시간 동안 가열하여 실크 피브로인을 브롬화리튬 수용액에 완전히 용해시켰다(도 28의 (a)).20 g of the obtained silk fibroin was added to 100 ml of an aqueous 9.3 M lithium bromide solution, and then heated to 60 ° C. for 1 hour to completely dissolve the silk fibroin in an aqueous lithium bromide solution (FIG. 28 (a)).
실크 피브로인이 용해된 브롬화리튬 수용액에 GMA(Glycidyl methacrylate)가 424 mM 농도로 포함될 수 있도록 상기 실크 피브로인이 용해된 브롬화리튬 수용액에 GMA 용액(Sigma-Aldrich, St.Louis, Missouri, USA)을 각각 6 ml씩 투입한 뒤, 상기 실크 피브로인과 GMA가 충분히 중합 반응할 수 있도록 60 ℃ 온도에서 300 rpm 속도로 3시간 동안 교반시켰다.(도 28의 (b))GMA solution (Sigma-Aldrich, St.Louis, Missouri, USA) was added to the aqueous solution of lithium bromide in which the silk fibroin was dissolved so that the silk fibroin was dissolved in an aqueous solution of lithium bromide in GMA (Glycidyl methacrylate) at a concentration of 424 mM. After each ml, the mixture was stirred for 3 hours at a temperature of 300 ° C. at a temperature of 60 ° C. so that the silk fibroin and GMA were sufficiently polymerized (FIG. 28 (b)).
미라클로스(miracloth)(Calbiochem, SanDiego, CA) 필터를 사용하여 여과한 다음, 13 kDa cut-off 투석 튜브에 실크 피브로인과 GMA이 중합 반응된 SGMA가 포함된 용액을 담은 후 증류수에 상기 투석튜브가 완전히 침지될 정도로 4일동안 방치하여 용액 내 포함된 이온, 불순물을 투석하여 제거하였다.(도 28의 (c))After filtration using a Miracloth (Calbiochem, SanDiego, CA) filter, the 13 kDa cut-off dialysis tube was filled with a solution containing SGMA polymerized with silk fibroin and GMA, and then the dialysis tube was added to distilled water. The ions and impurities contained in the solution were dialyzed to remove them by standing for 4 days to be completely immersed (FIG. 28 (c)).
투석이 끝난 용액은 평균 -80 ℃ 온도로 12시간 동안 동결한 다음, 48 시간동안 동결건조한 후(도 28의 (d)), 이를 분말화시켜 SGMA 분말을 제조하였다(도 28의 (e)).After the dialysis, the solution was frozen at an average temperature of -80 ° C for 12 hours, and then freeze-dried for 48 hours (FIG. 28 (d)), followed by pulverization to prepare SGMA powder (FIG. 28 (e)). .
젤라틴 메타크릴레이션을 통한 젤라틴 중합체(이하 GelGMA)를 제조하였다. 젤라틴 메타크릴레이션을 통한 젤라틴 중합체(GelGMA)를 수득하는 기술은 일반적으로 널리 알려진 방법이면 사용 가능하므로 이의 자세한 설명은 생략하기로 한다.A gelatin polymer (hereinafter referred to as GelGMA) was prepared through gelatin methacrylate. The technology for obtaining a gelatin polymer (GelGMA) through gelatin methacrylate can be used if it is a generally well-known method, so a detailed description thereof will be omitted.
[실시예][Example]
물 10 mL에 상기 제조예 1에서 제조된 SGMA 및 GelGMA 분말과 리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트 분말(이하, LAP분말; Tokyo chemical industry, Tokyo, Japan) 0.3%를 투입한 후, 상기 SGMA 분말과 LAP 분말을 완전히 용해시켜 바이오글루를 제조하였다. SGMA and GelGMA powder prepared in Preparation Example 1 and lithium phenyl-2,4,6-trimethylbenzoylphosphinate powder (hereinafter referred to as LAP powder; Tokyo chemical industry, Tokyo, Japan) 0.3% were added to 10 mL of water. Then, the bio-glue was prepared by completely dissolving the SGMA powder and the LAP powder.
[실험예 1]: GMA 결합여부 확인[Experimental Example 1]: GMA binding confirmation
상기 제조예 1에서 제조된 SGMA, GelGMA 중합체의 광가교사이트 도입 여부를 확인하기 위하여 Bruker DPX FT-NMR 장치(Bruker Analytik GmbH, Karlsruhe, Germany)를 사용하여 1H NMR 스펙트럼을 측정하였다. 구체적으로 SGMA, GelGMA 중합체 0.5 mg을 700 ㎕ 듀테륨 용매(D2O, Sigma-Aldrich)에 용해시킨 후, 0.45 ㎛ 크기의 필터로 여과한 다음, Buker DPX FT-NMR 장치(Bruker Analytik GmbH, Karlsruhe, Germany)를 사용하여 1H NMR 스펙트럼을 측정하였과 결과를 도 3에 나타내었다.1H NMR spectrum was measured using a Bruker DPX FT-NMR device (Bruker Analytik GmbH, Karlsruhe, Germany) to confirm whether the SGMA and GelGMA polymers prepared in Preparation Example 1 were introduced with a photocrosslinking site. Specifically, 0.5 mg of SGMA, GelGMA polymer was dissolved in 700 μl deuterium solvent (D2O, Sigma-Aldrich), filtered through a 0.45 μm filter, and then Buker DPX FT-NMR device (Bruker Analytik GmbH, Karlsruhe, Germany) 1H NMR spectrum was measured using and the results are shown in FIG. 3.
제조예 1에서 제조된 SGMA, GelGMA 중합체의 1H NMR 스펙트럼인 도 3의 결과를 살펴보면, 먼저 6.2~6δ=5.8~5.6 ppm에서 관찰되는 피크는 메타크릴레이트 비닐기로 인한 것으로 SGMA와 GelGMA에서 확인되었고, δ=1.8 ppm에서 관찰되는 피크는 GMA 메틸기(-CH3)의 공명에 기인한 것으로 여겨지며, 이는 SGMA와 GelGMA 그룹에서 순수 실크 피브로인 및 젤라틴 그룹과 비교하여 피크의 강도가 증가함을 확인할 수 있었다. 뿐만 아니라, GMA의 함량 증가에 따라 δ=2.9 ppm에서 라이신(Lysin)의 메틸렌 피크가 점차 감소함을 확인할 수 있는데, 이는 실크 피브로인 및 젤라틴의 라이신의 반응기와 GMA가 중합된 결과로 판단된다. Looking at the results of FIG. 3, which is the 1H NMR spectrum of the SGMA and GelGMA polymers prepared in Preparation Example 1, the peaks observed at 6.2 to 6δ = 5.8 to 5.6 ppm were first confirmed by SGMA and GelGMA due to methacrylate vinyl groups. The peak observed at δ = 1.8 ppm is believed to be due to the resonance of the GMA methyl group (-CH3), which confirmed that the intensity of the peak increased in the SGMA and GelGMA groups compared to the pure silk fibroin and gelatin groups. In addition, it can be confirmed that the methylene peak of lysine (Lysin) gradually decreases at δ = 2.9 ppm as the content of GMA increases, which is judged as the result of polymerization of GMA with the reactor of lysine of silk fibroin and gelatin.
[실험예 2]: 유변학적, 기계적 물성 측정[Experimental Example 2]: Rheological and mechanical properties measurement
상기 제조예 1에서 제조된 SGMA와 GelGMA가 제조예 2 과정에서 제시된 광가교 반응 여부를 확인하기 위하여 0.1 % 변형률, 1Hz 주파수 하에서 Anton Paar MCR 302 (Anton Paar, Zofingen, Switzerland)를 사용하여 레올로지 특성을 측정하였으며 그 결과는 도 4, 5와 같다. 저장 탄성율 (G’)와 손실탄성율 (G’’)이 교차하는 지점을 겔화점으로 정의하여 측정하였을 때, 상기 도 4를 통하여 SGMA와 GelGMA를 혼합하였을 경우 SGMA와 GelGMA 각각의 겔화점의 중간지점에서 겔화점이 형성됨을 확인되었다. The rheological properties of SGMA and GelGMA prepared in Preparation Example 1 using Anton Paar MCR 302 (Anton Paar, Zofingen, Switzerland) under 0.1% strain, 1 Hz frequency to confirm whether the photocrosslinking reaction presented in Preparation Example 2 was performed Was measured and the results are shown in FIGS. 4 and 5. When the point at which the storage modulus (G ') and the loss modulus (G' ') intersect is defined and measured as a gelation point, when SGMA and GelGMA are mixed through FIG. 4, the intermediate point of the gelation point of each of the SGMA and GelGMA It was confirmed that the gelation point was formed.
상기 실시예에서 제조된 SGMA와 GelGMA의 점탄성 및 기계적 물성(압축강도, 인장강도, 분해도) 을 확인하기 위하여, DLP(Digital light processing) 프로젝터(365 ㎚, 3.5 ㎽/cm2)를 통해 실시예에서 제조된 바이오글루를 사용하여 3D 구조체로서 지름 25 mm, 높이 2 mm 의 원기둥시편, 지름 10 mm, 높이 4 mm 원기둥 시편, 가로 20 mm, 세로 30 mm, 높이 2 mm의 도그본시편를 제조하였다. 시편은 Solid works 2016(Dassault systenmes, Waltham, USA)으로 설계하였으며, 상기 프로젝터로 조각을 투영하여 3D 형태의 구조체(시편)를 제조 하였다. (인쇄 두께; 50 ㎛, 베이스 층 수; 3, 베이스 층 경화시간; 4 sec, 버퍼 층 수; 1, 버퍼 층 경화시간; 3 sec)In order to check the viscoelasticity and mechanical properties (compressive strength, tensile strength, decomposition) of the SGMA and GelGMA prepared in the above example, manufactured in the example through a DLP (Digital Light Processing) projector (365 ㎚, 3.5 ㎽ / cm2) As a 3D structure using the bio-glued, a cylindrical specimen having a diameter of 25 mm and a height of 2 mm, a diameter of 10 mm, a specimen having a height of 4 mm, a specimen having a width of 20 mm, a length of 30 mm, and a height of 2 mm were prepared. The specimen was designed as Solid works 2016 (Dassault systenmes, Waltham, USA), and a 3D-shaped structure (specimen) was produced by projecting a piece with the projector. (Print thickness; 50 μm, number of base layers; 3, base layer curing time; 4 sec, number of buffer layers; 1, buffer layer curing time; 3 sec)
도 5를 통하여, 모든 그룹에서 저장탄성율(G')가 손실탄성율(G'')보다 큰 것으로 보아 제작된 SGMA, GelMA 및 이 둘을 혼합한 하이드로겔이 엘라스토머 형상으로 거동함을 예상할 수 있다. 또한 SGMA와 GelGMA를 혼합하였을 경우 SGMA와 GelGMA 각각에 비해 저장 탄성율(G’) 측정값이 증가하는 것을 확인하였다.Through FIG. 5, it can be expected that the SGMA, GelMA, and the hydrogel prepared by mixing the two have a storage elastic modulus (G ′) greater than the loss elastic modulus (G ″) in all groups and can be expected to behave in an elastomer shape. . Also, when SGMA and GelGMA were mixed, it was confirmed that the measured storage modulus (G ') increased compared to SGMA and GelGMA, respectively.
원기둥 모양의 시편(지름 10mm, 높이 4mm)을 10 kgf 로드쉘이 장착된 universal testing 장치(QM100S, QMESYS, 대한민국)를 이용하여 5 mm/min의 변위 속도로 압력을 가하여 파단시 압축강도 (compressive strength)를 측정하였으며, 상기 실험의 결과값은 도 6과 같다.Compressive strength at break by applying pressure at a displacement speed of 5 mm / min to a cylindrical specimen (
또한 가로 20 mm, 세로 30 mm, 높이 2 mm의 도그본시편을 실온에서 신장 속도 5mm/min으로 설정하여 인장응력(tensile stress)를 측정하였고 그 결과값은 도7과 같다.In addition, a tensile stress was measured by setting a dogbone specimen having a width of 20 mm, a height of 30 mm, and a height of 2 mm at room temperature at an elongation rate of 5 mm / min, and the resultant stress is shown in FIG. 7.
도 6, 7을 통하여 GelMA의 경우 높은 압축응력과 인장응력을, SGMA의 경우 높은 압축변형률과 연신률이 확인되었다. SGMA와 GelGMA가 혼합된 하이드로겔의 경우 SGMA와 GelGMA의 기계적 물성의 중간값을 가지고 있음이 확인되었다. 6 and 7, a high compressive stress and tensile stress for GelMA and a high compressive strain and elongation for SGMA were confirmed. In the case of the hydrogel in which SGMA and GelGMA were mixed, it was confirmed that it had an intermediate value of the mechanical properties of SGMA and GelGMA.
제조된 3D 구조체(시편)의 분해도를 측정하기 위하여, 원기둥(지름 ; 10mm , 높이 : 4mm)으로 인쇄된 시편을 Pronase E (4,000,000 unit/g )를 2 unit의 농도로 희석하여 침지 후 37 ℃ 쉐이킹인큐베이터에서 30 일 동안에 걸쳐 무게를 측정하였다. 결과를 살펴보면, SGMA의 경우 30일 후에도 10%정도의 분해도를 보인 반면에, GelMA의 경우 18일 째에 모두 분해되었다. 또한 SGMA와 GelMA가 혼합된 경우 SGMA의 영향으로 30일 후에도 30%정도의 분해도를 보이면서 시편이 완전히 분해되지 않았다.In order to measure the resolution of the prepared 3D structure (specimen), the specimen printed with a cylinder (diameter; 10 mm, height: 4 mm) was diluted with Pronase E (4,000,000 unit / g) to a concentration of 2 units, and immersed and shaken at 37 ° C. The incubator was weighed over 30 days. Looking at the results, SGMA showed a degree of decomposition of about 10% even after 30 days, whereas GelMA decomposed on the 18th day. In addition, when SGMA and GelMA were mixed, the specimens did not decompose completely, showing a degree of decomposition of 30% even after 30 days under the influence of SGMA.
제조된 바이오글루의 수분 흡수 능력을 측정하기 위하여, 10×10×2 mm3 육면체로 인쇄된 시편을 37 ℃의 PBS(인산완충용액, pH 7.4)와 3차 증류수(pH 7)에 각각 0.3, 0.5, 1, 2, 3, 4, 5 시간 동안 침지한 후 중량을 측정(Wswollen)하였고 이를 동결건조하여 중량(Wdry)을 측정하였다. 동결건조된 SGMA 및 GelGMA 무게를 측정하여 이를 기준(100%)으로 하여 수분 흡수 상태의 무게를 측정하여 하기 식 (1)를 통해 수분 흡수 능력(Q)를 도출하였으며, 그 결과는 도 8에 나타내었다.To measure the water absorption capacity of the prepared bioglu, 10 × 10 × 2 mm3 hexahedron printed specimens at 37 ℃ PBS (phosphate buffer solution, pH 7.4) and tertiary distilled water (pH 7) 0.3, 0.5, respectively. , 1, 2, 3, 4, 5 After immersion for 5 hours, the weight was measured (W swollen ) and lyophilized to measure the weight (W dry ). The weight of the freeze-dried SGMA and GelGMA was measured and the weight of the water-absorbing state was measured using this as a reference (100%) to derive the water-absorbing capacity (Q) through Equation (1) below, and the results are shown in FIG. 8. Did.
Q = (Wswollen - Wdry)/Wdry × 100 (%) … 식(1)Q = (W swollen -W dry ) / W dry × 100 (%)… Expression (1)
결과를 살펴보면, 염이 포함된 PBS 상에서는 모든 그룹에서 약 15% 정도의 팽창률을 보인 반면, 3차 증류수에서는 SGMA가 GelGMA에 비해 50배 정도 높은 팽창률을 보였다. 또한, GelGMA와 SGMA가 혼합된 경우 각 하이드로겔의 중간 팽창률 값(20%)을 보였다.Looking at the results, in the PBS containing salt, all groups showed an expansion rate of about 15%, whereas in the third distilled water, SGMA showed an expansion rate of about 50 times higher than GelGMA. In addition, when GelGMA and SGMA were mixed, the median expansion rate (20%) of each hydrogel was shown.
[실험예 3]: 세포적합성[Experimental Example 3]: Cell suitability
상기 실시예에서 제조된 바이오글루의 세포 적합성을 확인하기 위하여, 세포 독성(생존) 및 세포 증식 실험을 진행하였다.In order to confirm the cell suitability of the bioglu produced in the above example, a cytotoxicity (survival) and cell proliferation experiments were performed.
세포 독성 및 세포 증식 실험에 사용된 세포는 NIH/3T3 cell을 사용하였으며, 이는 ATCC(Manassas, Virginia)에서 구입하였다. 세포는 DMEM(dulbecco's modified Eagle medium) 배지에서 10 v/v% FBS(fetal bovine serum), 1 v/v% 페니실린 스트렙토마이신 첨가한 배양액을 사용하여 37℃ 습윤한 CO2(5% CO2) 에서 배양하였고, 배지는 3일마다 교환하였다.Cells used for cytotoxicity and cell proliferation experiments were used NIH / 3T3 cells, which were purchased from ATCC (Manassas, Virginia). Cells were cultured in 37 ° C humidified CO2 (5% CO2) using a culture medium containing 10 v / v% fetal bovine serum (FBS) and 1 v / v% penicillin streptomycin in DMEM (dulbecco's modified Eagle medium) medium. , Medium was changed every 3 days.
배양된 각각의 세포 (1 x 107 
세포 증식실험은 CCK-8 분석(Dojindo molecular technologt, Rockville, USA)을 통해 진행하였으며 그 결과는 도 11과 같다. 도 12는 세포 증식 비율을 나타낸 그래프로, SGMA와 GelMA 모두 10일에 걸쳐 서서히 증가하는 것을 관찰 할 수 있었다.The cell proliferation experiment was conducted through CCK-8 analysis (Dojindo molecular technologt, Rockville, USA), and the results are shown in FIG. 11. 12 is a graph showing the percentage of cell proliferation, and it was observed that both SGMA and GelMA gradually increased over 10 days.
세포 독성 실험은 LIVE/DEAD 분석 키트(Life Technologies, USA)를 사용하여 진행하였으며, 형광현미경으로 관찰하여 녹색 형광(calcein)을 띄는 세포를 살아있는 세포로 보고 관찰하였다. Cytotoxicity experiment was conducted using a LIVE / DEAD analysis kit (Life Technologies, USA), and observed by a fluorescent microscope to observe cells showing green fluorescence (calcein) as living cells.
또한 LIVE/DEAD 분석 결과를 통해서도 SGMA, GelGMA 및 SGMA와 GelMA 혼합그룹 모두에서 세포수가 시간에 따라 증가함을 관찰 할 수 있었고, 이로 미루어 모든 재료가 세포독성이 없음을 확인 할 수 있었다.In addition, through the LIVE / DEAD analysis results, it was observed that the number of cells increased over time in both the SGMA, GelGMA and SGMA and GelMA mixed groups, and it was confirmed that all the materials had no cytotoxicity.
따라서, 상기 실험예 1 내지 실험예 3의 결과를 종합해보면 실크 피브로인을 기본 골격으로 중합되어 형성된 고분자 중합체는 광개시제와 함께 광에 노출시 가교반응을 할 수 있으며, 이러한 고분자 중합체를 포함한 본 발명의 재료를 바이오글루로 사용하였을 때 우수한 물리적 특성과 세포 적합성을 기대할 수 있다.Therefore, in view of the results of Experimental Examples 1 to 3, polymer polymers formed by polymerizing silk fibroin as a basic skeleton can crosslink upon exposure to light together with a photoinitiator, and the material of the present invention including such polymer polymers. When used as bio glue, excellent physical properties and cellular compatibility can be expected.
[실험예 4] : SGMA 창상치유효과[Experimental Example 4]: SGMA wound healing effect
상기 실시예에서 제조된 바이오글루의 창상치유효과를 확인하기 위하여 동물 모델에서 실험을 진행하였다.In order to confirm the wound healing effect of the bioglue prepared in the above example, experiments were conducted in an animal model.
실험 동물로는 쥐를 사용하였으며, 쥐 등에 1 cm x 1 cm 크기로 일정 두께(표피 창상 1mm) 피부를 절개하였다. 절개 후 실시예(SGMA)를 처리하고 UV 조사하여 가교시켜 하이드로겔화 하였다. 비교예로서 Avitene(비교예 1)과 거즈(비교예 2)를 1 cm x 1 cm 크기로 잘라 손상부위 위에 덮어 준 후 0, 3, 7, 14 일째 쥐를 희생시켜 창상부위를 채취하였다.As a test animal, a rat was used, and the skin of a certain thickness (epidermal wound 1 mm) was incised in a size of 1 cm x 1 cm on the rat back. After incision, Example (SGMA) was treated and crosslinked by UV irradiation to hydrogel. As a comparative example, Avitene (Comparative Example 1) and gauze (Comparative Example 2) were cut to a size of 1 cm x 1 cm and covered over the injured area, and wounds were collected at the 0, 3, 7, and 14 days by sacrifice of mice.
도 13에서와 같이, 실시예(SGMA)를 처리한 영역이 비교예인 Avitene과 거즈를 처리한 영역에 비하여 3일째 빠른 회복도를 보였으며, 이를 정량하여 도 14에 나타내었다. 결과를 보면, 14일째 세 그룹 모두 손상영역이 3%미만으로 줄어들었음에도 불구하고, 실시예(SGMA)를 처리한 그룹이 비교예 1, 2에 비해 손상영역 감소 속도가 빠른 것을 볼 수 있다. As shown in FIG. 13, the area treated with Example (SGMA) showed a faster recovery on the third day compared to the area treated with Avitene and gauze, which are comparative examples, and quantified in FIG. 14. Looking at the results, it can be seen that despite the fact that the damaged areas were reduced to less than 3% in all three groups on the 14th day, the group treated with Example (SGMA) had a faster rate of reduction of the damaged areas compared to Comparative Examples 1 and 2.
창상치유효과의 조직학적 분석을 위하여 상기의 실험에서 채취한 조직을 10 um 두께로 잘라 슬라이드를 제작하여 H&E 염색을 시행하였고 그 결과가 도 15에 제시되었다. 비교예 1, 2와 대조적으로 실시예(SGMA)에서 콜라겐의 형성과 모낭의 형성이 안정적으로 이루어진 것을 볼 수 있었다. For histological analysis of the wound healing effect, the tissue collected in the above experiment was cut to a thickness of 10 um to produce a slide to perform H & E staining, and the results are presented in FIG. 15. In contrast to Comparative Examples 1 and 2, it was found that in Example (SGMA), collagen formation and hair follicle formation were stably performed.
[실험예 5] : SGMA의 조직접착효과[Experimental Example 5]: SGMA tissue adhesion effect
바이오글루의 조직접착제 (Tissue adhesive)로서의 성능을 생체외에서 확인하기 위하여 다양한 ASTM 표준 테스트를 수행하였다. 중첩 전단 강도 (lap shear strength), 필시험 (peel test), 창상 폐쇄 시험 (wound closure test) 등의 테스트를 실시예(SGMA), 상용화제품 Medifoam L (비교예 3), 3M Tape (비교예 4) 상에서 수행하였다.Various ASTM standard tests were performed to confirm the performance of bioglu as a tissue adhesive in vitro. Tests such as lap shear strength, peel test, wound closure test, etc. (SGMA), commercial product Medifoam L (Comparative Example 3), 3M Tape (Comparative Example 4) ).
바이오글루의 전단력은 ASTM F2255-01 스탠다드에 기반한 중첩 전단 강도 (lap shear strength)로 확인하였다. 실시예(SGMA 바이오글루)와 Medifoam liquid, 3M Tape를 이용하여 2개의 슬라이드 글라스를 접착시킨 후 3kg 로드셀이 장착된 universal testing 장치(QM100S, QMESYS, 대한민국)를 사용하여 실온에서 5mm/min의 신장 속도로 인장응력(Tensile stress)을 측정하였다. 측정 결과는 도 18에서 나타난 바와 같이 실시예(SGMA)가 3M Tape 의 1.5배 이상의 전단력을 보여주었다.The shear force of the bioglue was confirmed by lap shear strength based on the ASTM F2255-01 standard. Example (SGMA Bioglu) and Medifoam liquid, 3M Tape was used to bond two slide glasses, followed by an extension speed of 5mm / min at room temperature using a universal testing device equipped with a 3kg load cell (QM100S, QMESYS, Korea). Tensile stress was measured. As shown in Figure 18, the measurement results (SGMA) showed a shear force of 1.5 times or more of 3M Tape.
바이오글루의 90º 필시험(peel test)을 위하여 실시예(SGMA 바이오글루)와 Medifoam liquid, 3M Tape를 이용하여 2개의 지그를 접착시킨 후 3kg 로드셀이 장착된 universal testing 장치(QM100S, QMESYS, 대한민국)를 사용하여 실온에서 5mm/min의 신장 속도로 인장응력(Tensile stress)을 측정하였다. 실시예(SGMA)가 서로 부착하여 견딜 수 있는 평균 하중이 2 kgf로 측정되었고 비교예들과 비교시 셀에 부착된 시편에 부착력이 고르고, 시편간의 응집력도 높게 평가되었다. For 90º Peel Test of Bioglu, Example (SGMA Bioglu) and Medifoam liquid, 3M Tape were used to bond two jigs, and then a universal testing device equipped with a 3kg load cell (QM100S, QMESYS, Korea) Tensile stress was measured at an elongation rate of 5 mm / min at room temperature using. The average load that the Example (SGMA) can withstand by attaching to each other was measured to be 2 kgf, and the adhesion to the specimen attached to the cell was even and the cohesion between the specimens was also highly evaluated when compared with the comparative examples.
창상폐쇄실험 (wound closure test) 를 위하여 실시예(SGMA 바이오글루)와 Medifoam liquid, 3M Tape를 이용하여 슬라이드 글라스 사이에 결합된 쥐의 피부 사이를 절단시킨 후 접착시키고, 3kg 로드셀이 장착된 universal testing 장치(QM100S, QMESYS, 대한민국)를 사용하여 실온에서 5mm/min의 신장 속도로 인장응력(Tensile stress)을 측정하였다. 도 20에서 비교예인 Medifoam L과 비교했을 때 같은 인장률 대비 실시예(SGMA)의 인장응력이 6배가량 높게 나타났다. 이는 실시예(SGMA)의 높은 탄성력을 의미한다.For wound closure test, the sample (SGMA bioglu), Medifoam liquid, and 3M Tape were used to cut and bond between the skins of mice bound between slide glasses, and then adhered, and universal testing equipped with a 3kg load cell. Tensile stress was measured at an elongation rate of 5 mm / min at room temperature using a device (QM100S, QMESYS, Korea). In Figure 20, compared to the comparative example Medifoam L, the tensile stress of Example (SGMA) compared to the same tensile rate was 6 times higher. This means the high elasticity of the Example (SGMA).
실제로 연조직의 결함 부분을 접착할 수 있는지를 실험하기 위하여 동물실험을 시행하였다.Animal experiments were conducted to test whether the defects of soft tissue could actually be adhered.
먼저 피부 접착능을 확인하기 위한 실험 동물로는 쥐를 사용하였으며, 쥐 등의 피부에 두께 0.2 cm, 너비 2 cm 크기의 절개를 만들어 손상모델을 만들었다. 실시예를 처리하여 손상 부분을 덮고 손으로 손상부위 가장자리를 눌러주었다. 30초 후에 손을 떼고 손상 반대방향으로 무리하지 않게 잡아당겼을 때 접착부위가 보존되어 벌어지지 않음을 도 21에 제시하였다.First, a rat was used as an experimental animal to check the adhesion ability of the skin, and an incision model of 0.2 cm in thickness and 2 cm in width was made on the skin of the rat, etc. By treating the example, the damaged portion was covered and the edge of the damaged portion was pressed by hand. Fig. 21 shows that the adhesive site is preserved and does not open when the hands are released after 30 seconds and the force is pulled in the opposite direction.
[실험예 5] : SGMA의 실란트 효과[Experimental Example 5]: SGMA sealant effect
제조된 바이오글루가 혈관에서 실란트로서의 성능을 갖는지 확인하기 위하여 ex vivo 실험을 하였고 실험 재료로서 돼지 대동맥을 이용하였다.(도 22)In order to confirm that the produced bioglue has the performance of a sealant in blood vessels, an ex vivo experiment was performed, and a pig aorta was used as a test material (FIG. 22).
돼지 대동맥에 3, 5, 7, 9 mm 의 상처를 내고 실시예(SGMA 바이오글루)를 이용하여 봉합 및 접착을 하여 파열강도(Burst Pressure)를 측정 하였다. 도 23에서 결과를 보면, 3에서 5 mm 의 상처는 일반인의 혈압이상을 견디는 것을 확인 할 수 있었고, 7에서 9mm의 상처에서는 약 80mmHg의 압력을 견디는 것을 확인 할 수 있었다.3, 5, 7, and 9 mm wounds were made on the pig aorta, and the burst strength was measured by suturing and adhering using the Example (SGMA Bioglu). Looking at the results in Figure 23, it was confirmed that the wound of 3 to 5 mm could withstand the blood pressure abnormality of the general public, and the wound of 7 to 9 mm was able to withstand the pressure of about 80 mmHg.
또한, 돼지 대동맥을 완전히 절단하여 Nylon 봉합사를 이용하여 봉합을 하고 상처 전 부위에 실시예(SGMA 바이오글루)를 도포하고 누수 압력(Leak pressure)를 측정 하였다.In addition, the pig aorta was completely cut and sutured using a nylon suture, and an example (SGMA bioglu) was applied to all areas of the wound, and leak pressure was measured.
도 24에서 Leak pressure test의 결과를 보면, Nylon으로만 봉합된 혈관에서는 약 70mmHg의 압력에서 누수가 발생하였지만 실시예(SGMA 바이오글루)를 도포한 혈관에서는 약 100mmHg 이상의 압력에서 누수가 발생하는 것을 확인 하였다.Looking at the results of the Leak pressure test in FIG. 24, it was confirmed that leaks occurred at a pressure of about 70 mmHg in blood vessels sealed only with nylon, but leaks occurred at a pressure of about 100 mmHg or more in blood vessels coated with Example (SGMA Bioglu). Did.
도 25에서는 출혈중에서 실시예(SGMA 바이오글루)의 실란트 성능 유무를 in vivo 상에서 평가한 결과를 나타내었다. 실험 동물로는 쥐를 사용하였으며, 편측 서혜부를 절개하여 대퇴 동맥과 대퇴 정맥을 노출시켰다. 이후 수술용 매스를 이용하여 노출된 혈관을 절단하는 시술을 시행하였다. 출혈을 확인한 후 가벼운 지혈 즉시 300 uL 의 실시예(SGMA 바이오글루)를 대동맥의 문합점에 적용하고 UV 조사를 약 10초간 시행하였다. 10초 후 지혈 및 손상 영역이 봉합 되었음을 확인하였다. In FIG. 25, the results of evaluating the presence or absence of sealant performance of the Example (SGMA bioglu) during bleeding are shown in vivo. Rats were used as the experimental animals, and the femoral artery and femoral vein were exposed by incising the lateral inguinal region. Subsequently, an operation was performed to cut the exposed blood vessel using a surgical mass. After confirming bleeding, immediately after light hemostasis, 300 uL of Example (SGMA Bioglu) was applied to the anastomosis point and UV irradiation was performed for about 10 seconds. After 10 seconds, it was confirmed that the hemostatic and damaged areas were closed.
뿐만 아니라 쥐의 간 절개 모델에서도 실란트로서의 기능을 잘 수행함을 확인하였다. 이 실험을 위하여 쥐의 간 좌엽 또는 우엽에 5 mm 지름의 펀치를 이용하여 손상을 내고 출혈을 유발하였다. 가벼운 지혈 즉시 300 uL의 실시예(SGMA 바이오글루)를 처리하고 UV 조사를 10초간 진행하였다. 비교예로서 피브린 글루와 트롬빈 혼합액을 같은 양 처리하였다. 도 26에서와 같이 10초 후 지혈 및 손상 영역이 봉합되었음을 확인하였다. In addition, it was confirmed that the liver liver incision model performed well as a sealant. For this experiment, a 5 mm diameter punch was used on the left or right lobe of the liver of the mouse to injure and cause bleeding. Light hemostasis was immediately treated with 300 uL of Example (SGMA Bioglu) and UV irradiation was performed for 10 seconds. As a comparative example, the same amount of fibrin glue and thrombin mixture was treated. As shown in FIG. 26, after 10 seconds, it was confirmed that the hemostatic and damaged areas were closed.
간 조직 회복력과 재료와 간 조직사이에 상호작용을 보기 위하여 1, 2, 4주째 쥐를 희생시켜 실시예(SGMA바이오글루) 처치 영역을 추출하였으며 조직학적 염색 (H&E)을 시행하였다. 도 27에서와 같이 SGMA가 조직에 잘 붙어있는 것을 볼 수 있었다. 2주까지 재료의 크기에 큰 변화가 없었으나 4주째 약간의 줄어든 볼륨이 확인됨으로써 SGMA가 서서히 분해되고 있는 것으로 보였다. SGMA의 경우 처리한 영역 주변으로 단핵구 염증세포가 소량 발견되었으나 정상적인 숙주반응범위에 속한다. 또한 4주째에 보이는 섬유화캡슐은 콜라겐의 형성을 설명해준다. 이와 대조적으로 비교예인 피브린 글루의 경우 2주째 상당량의 염증세포가 발견되었으며 4주째에는 피브린 글루 내에도 염증세포의 침투가 일어남을 확인하였다. In order to see the liver tissue resilience and the interaction between the material and liver tissue, the treatment area of Example (SGMA bioglu) was extracted at the sacrifice of mice at 1, 2, and 4 weeks, and histological staining (H & E) was performed. As shown in Figure 27, it was seen that the SGMA adheres well to the tissue. There was no significant change in the size of the material until 2 weeks, but it appeared that SGMA was slowly degrading as the slightly reduced volume was confirmed at 4 weeks. In the case of SGMA, a small amount of monocyte inflammatory cells was found around the treated area, but it is within the normal host response range. In addition, the fibrous capsule shown at
상기 결과로부터 본 발명의 SGMA중합체 기반의 바이오글루는 우수한 유변학적/기계적 물성을 가지고 있으며, 지혈은 물론 창상치유효과, 피부 봉합, 장기 봉합, 혈관 봉합능력을 가지고 있으며 생체적합성이 뛰어나 다기능성 바이오글루로 활용될 수 있다.From the above results, the SGMA polymer-based bioglue of the present invention has excellent rheological / mechanical properties, hemostasis as well as wound healing effect, skin suture, long-term suture, and vascular suture ability, and has excellent biocompatibility and multifunctional bioglug. Can be used as
상기의 본 발명은 바람직한 실시예 및 실험예를 중심으로 살펴보았으며, 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명의 본질적 기술 범위 내에서 상기 본 발명의 상세한 설명과 다른 형태의 실시예 및 실험예들을 구현할 수 있을 것이다. 여기서 본 발명의 본질적 기술범위는 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.The present invention has been described with reference to preferred embodiments and experimental examples, and those of ordinary skill in the art to which the present invention pertains have different forms from the detailed description of the present invention within the essential technical scope of the present invention. Examples and experimental examples may be implemented. Here, the essential technical scope of the present invention is indicated in the claims, and all differences within the equivalent range should be interpreted as being included in the present invention.
Claims (14)
A polymer polymer in which silk fibroin and a methacrylate-based compound are polymerized; And a photoinitiator.
상기 고분자 중합체는,
실크 피브로인의 아미노산 잔기에 하나 이상의 메타크릴레이트계 화합물이 공중합되어 형성된 것을 특징으로 하는, 바이오글루.
According to claim 1,
The polymer polymer,
Bioglu, characterized in that at least one methacrylate-based compound is formed by copolymerization of an amino acid residue of silk fibroin.
상기 바이오글루는,
젤라틴, 콜라겐, Polyvinyl Alcohol(PVA), 알진네이트, 히알루론산(Hyaluronic acid, HA), 키토산, PEO(polyethylene oxide) 및 PEG(polyethylene glycol)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함하는 고분자; 메타크릴레이크계 화합물; 생물학적 활성인자; 및 세포;를 더 포함하는, 바이오글루.
According to claim 1,
The bio glue,
A polymer comprising at least one selected from the group consisting of gelatin, collagen, polyvinyl alcohol (PVA), alginate, hyaluronic acid (HA), chitosan, polyethylene oxide (PEO) and polyethylene glycol (PEG); Methacrylic lake-based compounds; Biologically active factors; And cells; further comprising, bioglu.
상기 광개시제는,
리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), 벤질디메틸케탈(benzyl dimethyl ketal), 아세토페논(acetophenone), 벤조인메틸에테르(benzoin methyl ether), 디에톡시아세토페논(diethoxyacetophenone), 벤조일 포스핀 옥사이드(benzoyl phosphine oxide) 및 1-하이드록시사이클로헥실 페닐 케톤(1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루.
According to claim 1,
The photoinitiator,
Lithium phenyl- (2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP, benzyl dimethyl ketal, acetophenone, benzoin At least one selected from the group consisting of benzoin methyl ether, diethoxyacetophenone, benzoyl phosphine oxide and 1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone Characterized in that it comprises, bioglu.
실크 피브로인 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후, 이를 반응시켜 고분자 중합체를 제조하는 제2단계;
제2단계를 통해 제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 건조하여 분말화시키는 제3단계; 및
물 기반 용매에 제3단계를 통해 제조된 분말과 광개시제를 혼합하는 제4단계;를 포함하는 바이오글루의 제조방법
After removing the sericin protein and impurities from the silkworm cocoon (Bombyx mori), a first step of preparing a silk fibroin solution by dissolving silk fibroin in a solvent;
A second step of introducing a methacrylate-based compound into a silk fibroin solution, and reacting it to prepare a polymer polymer;
A third step of drying and powdering the solution containing the polymer polymer prepared through the second step; And
Method for manufacturing a bio-glue comprising; a fourth step of mixing the powder and the photoinitiator prepared through the third step in a water-based solvent
상기 제1단계는,
브롬화리튬(LiBr)용액 또는 염화칼슘(CaCl2)용액에 실크 피브로인을 0.05 ~ 0.35 g/ml 농도로 용해시킨 후, 40 ~ 80 분간 50 ~ 70 ℃ 온도로 가열하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The first step,
After the silk fibroin is dissolved in a lithium bromide (LiBr) solution or a calcium chloride (CaCl 2 ) solution at a concentration of 0.05 to 0.35 g / ml, and heated to a temperature of 50 to 70 ° C for 40 to 80 minutes, the production of bioglu Way.
상기 제2단계는,
실크 피브로인이 용해된 용액에 141 ~ 705 mM 농도로 메타크릴레이트계 화합물을 투입하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The second step,
Method for producing biogluin, characterized in that the methacrylate-based compound is added to the solution in which silk fibroin is dissolved at a concentration of 141 to 705 mM.
상기 제2단계 후에,
제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 투석 튜브에 넣고, 물에 침지시켜 불순물을 제거하는 투석단계를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
After the second step,
Method of manufacturing a bio-gluin, characterized in that it further comprises a dialysis step of removing the impurities by immersing the solution containing the polymer polymer prepared in a dialysis tube, immersed in water.
상기 투석단계는,
제조된 고분자 중합체가 포함된 용액을 12 ~ 14 kDa cutoff 투석튜브에 넣은 후,
물에 3 ~ 7일간 침지시켜 불순물을 제거하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 8,
The dialysis step,
After placing the solution containing the prepared polymer polymer in a 12-14 kDa cutoff dialysis tube,
A method for producing bio glue, characterized by removing impurities by immersion in water for 3 to 7 days.
상기 제2단계는
실크 피브로인이 용해된 용액에 메타크릴레이트계 화합물을 투입한 후,
50 ~ 70 ℃온도에서 2 ~ 4 시간 동안 200 ~ 400 rpm 회전속도로 교반하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The second step is
After adding the methacrylate-based compound to the solution in which the silk fibroin is dissolved,
Method of producing a bio-glu, characterized in that stirring at a rotational speed of 200 ~ 400 rpm for 2 ~ 4 hours at a temperature of 50 ~ 70 ℃.
상기 제4단계는,
젤라틴, 콜라겐, Polyvinyl Alcohol(PVA), 알진네이트, 히알루론산(Hyaluronic acid, HA), 키토산, PEO(polyethylene oxide), PEG(polyethylene glycol) 또는 메타크릴레이크계 화합물을 추가로 혼합하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The fourth step,
Gelatin, collagen, Polyvinyl Alcohol (PVA), alginate, hyaluronic acid (Hyaluronic acid, HA), chitosan, PEO (polyethylene oxide), PEG (polyethylene glycol) or methacrylic lake-based compound is further characterized by mixing , Bio-glue manufacturing method.
상기 제4단계는,
물 기반 용매에 제3단계를 통해 제조된 분말 5 ~ 30 wt% 및 광개시제 0.1 ~ 0.3 wt%를 혼합하되,
상기 용매, 분말 및 광개시제의 합이 100 wt%를 넘지 않는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The fourth step,
5 to 30 wt% of the powder prepared through the third step and 0.1 to 0.3 wt% of the photoinitiator are mixed in a water-based solvent,
Method of producing a bio-gluin, characterized in that the sum of the solvent, powder and photoinitiator does not exceed 100 wt%.
상기 광개시제는,
리튬 페닐-2,4,6-트리메틸벤조일포스피네이트(lithium phenyl-(2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP), 벤질디메틸케탈(benzyl dimethyl ketal), 아세토페논(acetophenone), 벤조인메틸에테르(benzoin methyl ether), 디에톡시아세토페논(diethoxyacetophenone), 벤조일 포스핀 옥사이드(benzoyl phosphine oxide) 및 1-하이드록시사이클로헥실 페닐 케톤(1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone)으로 이루어진 군 중에서 선택된 적어도 하나 이상을 포함하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The photoinitiator,
Lithium phenyl- (2,4,6-trimethyl benzoyl) phosphinate, LAP, benzyl dimethyl ketal, acetophenone, benzoin At least one selected from the group consisting of benzoin methyl ether, diethoxyacetophenone, benzoyl phosphine oxide and 1-hydroxycyclohexyl phenyl ketone Characterized in that it comprises, a method of manufacturing a bio-glu.
상기 제3단계는,
상기 고분자 중합체가 포함된 용액을 -90 ~ -70 ℃ 온도로 10 ~ 14시간 동안 동결한 다음,
동결온도와 동일 온도하에서 40 ~ 60 시간 동안 동결건조하는 것을 특징으로 하는, 바이오글루의 제조방법.
The method of claim 5,
The third step,
The solution containing the polymer polymer was frozen at a temperature of -90 to -70 ° C for 10 to 14 hours, and then
A method for manufacturing bio glue, characterized in that it is lyophilized for 40 to 60 hours at the same temperature as the freezing temperature.
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Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN113398323A (en) * | 2021-06-30 | 2021-09-17 | 华中科技大学同济医学院附属协和医院 | Preparation method and application of sericin adhesive |
| KR20220082438A (en) * | 2020-12-10 | 2022-06-17 | 부산대학교 산학협력단 | Photocrosslinkable hemostatic composition |
| KR20220103855A (en) * | 2021-01-15 | 2022-07-25 | 건국대학교 산학협력단 | Bio ink composition, bio printer, and bio printing method using the same |
| CN114949332A (en) * | 2022-04-15 | 2022-08-30 | 永康市第一人民医院 | Treating agent for rapidly promoting wound hemostasis and preparation method thereof |
| CN115634309A (en) * | 2022-07-13 | 2023-01-24 | 浙江大学 | Photo-crosslinking biological glue, preparation method and application |
| CN115850730A (en) * | 2021-09-23 | 2023-03-28 | 四川大学 | Use of photo-cured porous hydrogel material as hemostatic material |
| CN115920118A (en) * | 2022-10-12 | 2023-04-07 | 浙江大学 | Double-crosslinked fibrin gel, kit and application thereof |
| CN116392397A (en) * | 2023-04-13 | 2023-07-07 | 四川大学 | Photoresponse gingival retraction material and preparation method and application thereof |
| CN117414459A (en) * | 2023-10-23 | 2024-01-19 | 江苏博朗森思医疗器械有限公司 | Hemostatic gel and preparation method and application thereof |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007216041A (en) * | 2006-01-16 | 2007-08-30 | Ito:Kk | Polymer composition for healing wound |
| JP2011245288A (en) * | 2010-05-27 | 2011-12-08 | Tyco Healthcare Group Lp | Tissue adhesive and sealant and method for their use |
| KR101474237B1 (en) | 2013-04-30 | 2014-12-19 | 대한민국(농촌진흥청장) | Hemostatic Agent based on Silk Fibroin with adhesive and wound healing effect |
| KR20180062244A (en) * | 2016-11-30 | 2018-06-08 | 서울대학교산학협력단 | Method for producing photo-crosslinked silk fibroin, and photo-crosslinked silk fibroin produced by the same |
-
2018
- 2018-10-02 KR KR1020180117303A patent/KR102251384B1/en active IP Right Grant
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007216041A (en) * | 2006-01-16 | 2007-08-30 | Ito:Kk | Polymer composition for healing wound |
| JP2011245288A (en) * | 2010-05-27 | 2011-12-08 | Tyco Healthcare Group Lp | Tissue adhesive and sealant and method for their use |
| KR101474237B1 (en) | 2013-04-30 | 2014-12-19 | 대한민국(농촌진흥청장) | Hemostatic Agent based on Silk Fibroin with adhesive and wound healing effect |
| KR20180062244A (en) * | 2016-11-30 | 2018-06-08 | 서울대학교산학협력단 | Method for producing photo-crosslinked silk fibroin, and photo-crosslinked silk fibroin produced by the same |
| KR101898229B1 (en) * | 2016-11-30 | 2018-09-12 | 서울대학교산학협력단 | Method for producing photo-crosslinked silk fibroin, and photo-crosslinked silk fibroin produced by the same |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| H. H. Kim, et al., "Characterization of silk hydrogel formed with hydrolyzed silk fibroin-methacrylate via photopolymerization", Polymer, Vol.153, pp.232-240 (2018. 08.13.)* * |
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR20220082438A (en) * | 2020-12-10 | 2022-06-17 | 부산대학교 산학협력단 | Photocrosslinkable hemostatic composition |
| KR20220103855A (en) * | 2021-01-15 | 2022-07-25 | 건국대학교 산학협력단 | Bio ink composition, bio printer, and bio printing method using the same |
| CN113398323A (en) * | 2021-06-30 | 2021-09-17 | 华中科技大学同济医学院附属协和医院 | Preparation method and application of sericin adhesive |
| WO2023273875A1 (en) * | 2021-06-30 | 2023-01-05 | 华中科技大学同济医学院附属协和医院 | Preparation method for sericin adhesive, and use of sericin adhesive |
| CN115850730A (en) * | 2021-09-23 | 2023-03-28 | 四川大学 | Use of photo-cured porous hydrogel material as hemostatic material |
| CN114949332A (en) * | 2022-04-15 | 2022-08-30 | 永康市第一人民医院 | Treating agent for rapidly promoting wound hemostasis and preparation method thereof |
| CN115634309A (en) * | 2022-07-13 | 2023-01-24 | 浙江大学 | Photo-crosslinking biological glue, preparation method and application |
| CN115920118A (en) * | 2022-10-12 | 2023-04-07 | 浙江大学 | Double-crosslinked fibrin gel, kit and application thereof |
| CN116392397A (en) * | 2023-04-13 | 2023-07-07 | 四川大学 | Photoresponse gingival retraction material and preparation method and application thereof |
| CN116392397B (en) * | 2023-04-13 | 2024-05-31 | 四川大学 | Photoresponse gingival retraction material and preparation method and application thereof |
| CN117414459A (en) * | 2023-10-23 | 2024-01-19 | 江苏博朗森思医疗器械有限公司 | Hemostatic gel and preparation method and application thereof |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| KR102251384B1 (en) | 2021-05-13 |
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