KR20210042827A - 신규한 다공성 스캐폴드 및 이의 제조방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 우수한 조직 공학적 특성을 지닌 다공성 스캐폴드 및 이의 제조 방법에 관한 것이다. 본 발명의 스캐폴드는 간단한 공정으로 제조될 수 있을 뿐 아니라 높은 인장강도와 생체 적합성은 물론 현저히 우수한 세포 생착률을 보임으로써 인공 인대, 복벽 보강용 지지체를 비롯한 다양한 용도의 인체 이식용 지지체 조성물로 유용하게 이용될 수 있다.

Description

신규한 다공성 스캐폴드 및 이의 제조방법{A Novel Porous Scaffold and Methods for Preparing the Same}

본 발명은 생체 적합성 다공성 스캐폴드, 이를 포함하는 인체 이식용 지지체 조성물 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

최근 생체 공학, 재료 공학 및 외과적 수술 분야가 크게 발전하면서 소실된 신체 조직의 대체 및 재생을 목적으로 하는 조직공학이 괄목할만한 발전을 이루고 있다. 조직공학(tissue engineering)은 생명과학과 공학, 의학이 융합되어 생체조직의 구조와 기능 사이의 상관관계를 이해하고 이를 기반으로 손상된 조직이나 장기를 정상적인 조직으로 대체하거나 재생시키기 위해 체내에 이식이 가능한 인공조직을 통해 신체 기능을 유지, 향상 또는 복원하는 것을 목적으로 한다.

신체 조직의 소실은 퇴행성 질환, 외상, 종양의 외과적 제거 및 특정 선천성 기형 등의 다양한 원인에 기인하는데, 이들은 비가역적으로 소실된 조직의 재생을 통해서만 원상복구가 될 수 있다. 조직 공학을 통해 소실된 조직의 재생을 유도하기 위해서는 우선 생체 조직과 유사한 생분해성 고분자 지지체(스캐폴드)를 제조하는 일이 중요하다. 인체 조직의 재생을 위해 사용되는 지지체 재료의 주된 요건은 조직세포가 재료 표면에 유착하여 3차원적 구조를 가진 조직을 형성할 수 있도록 기질 또는 틀의 역할을 충분히 해내야 하고 이식된 세포와 환자의 세포 사이에 위치하는 중간 장벽으로서의 역할도 할 수 있어야 한다.

스캐폴드가 대상체에 이식된 후 조직 재생에 필요한 세포의 생착을 유도하고 신생 조직의 형성을 개시하면, 시간이 지남에 따라 소멸되어 새롭게 형성된 조직이 그 공간을 메꾸어야 한다. 이에, 스캐폴드는 외과적 제거가 필요하지 않은 생분해성인 것이 바람직하며, 면역거부, 염증반응 또는 장기적인 섬유성 캡슐화를 유발하지 않으면서 이식편 부피의 수축을 겪지 않고, 보형 이식물처럼 심각한 합병증으로부터 자유로워야 한다.

따라서, 적절한 기간 동안 물리적 지지체 역할을 다한 뒤 자연적으로 사라지면서 효율적으로 조직 재형성을 유도하기 위해 스캐폴드는 생분해성과 함께 일정 수준의 기계적 강도 및 탄성력을 갖추어야 하므로, 이를 위해 가장 적합한 천연 또는 합성 고분자와 가장 적합한 구조를 선정하는 것은 매우 중요한 문제이다.

본 명세서 전체에 걸쳐 다수의 논문 및 특허문헌이 참조되고 그 인용이 표시되어 있다. 인용된 논문 및 특허문헌의 개시 내용은 그 전체로서 본 명세서에 참조로 삽입되어 본 발명이 속하는 기술 분야의 수준 및 본 발명의 내용이 보다 명확하게 설명된다.

특허문헌 1. 한국출원 제10-2018-7032731호

본 발명자들은 충분한 물리적 강도와 우수한 생체 적합성을 가지면서도 비교적 간단한 공정으로 제조될 수 있는 효율적인 조직 재생용 스캐폴드를 개발하기 위하여 예의 연구 노력하였다. 그 결과, 제 1 중합체로 일정한 크기의 기공을 가지면서 일정한 직경의 스트랜드로 이루어진 망(mesh)형 지지체를 제작한 뒤 그 표면을 제 1 중합체와 상이한 중합체로서 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체로 코팅할 경우, 높은 인장강도와 생체 적합성은 물론 현저히 우수한 세포 생착률을 보임으로써 인공 인대, 복벽 보강용 지지체를 비롯한 다양한 용도의 인체 이식용 스캐폴드로 이용될 수 있음을 발견하였으며,

아울러 상이한 구조와 기능을 가지는 2가지 생체 적합성 중합체를 3차원적 다공성 구조와 2차원적 다공성 구조로 각각 제조한 뒤 이들을 접합시킬 경우 조직 재생, 상처 치유, 생체 내 결합력의 제공 등의 고유 기능을 유지하면서도 현저히 개선된 물성이 발휘된다는 사실을 발견함으로써, 본 발명을 완성하게 되었다.

따라서 본 발명의 목적은 다공성 스캐폴드 및 이의 제조 방법을 제공하는 데 있다.

본 발명의 다른 목적은 상기 다공성 스캐폴드를 포함하는 인체 이식용 지지체를 제공하는 데 있다.

본 발명의 다른 목적 및 이점은 하기의 발명의 상세한 설명, 청구범위 및 도면에 의해 보다 명확하게 된다.

본 발명의 일 양태에 따르면, 본 발명은 다음의 단계를 포함하는 다공성 스캐폴드의 제조 방법을 제공한다:

(a) 제 1 중합체 용액으로부터 0.1 - 0.5 mm²의 기공을 가지고 스트랜드의 직경이 0.1 - 0.3mm인 중합체 메쉬(mesh)를 생성하는 단계;

(b) 상기 생성된 중합체 메쉬의 표면을 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체 용액으로 코팅하는 단계.

본 발명자들은 충분한 물리적 강도와 우수한 생체 적합성을 가지면서도 비교적 간단한 공정으로 제조될 수 있는 효율적인 조직 재생용 스캐폴드를 개발하기 위하여 예의 연구 노력하였다. 그 결과, 제 1 중합체로 0.1 - 0.5 mm²의 기공을 가지면서 0.1 - 0.3mm 직경의 스트랜드로 이루어진 메쉬(mesh)를 제작한 뒤 그 표면을 제 1 중합체와 상이한 중합체로서 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체로 코팅할 경우, 높은 인장강도와 생체 적합성은 물론 현저히 우수한 세포 생착률을 보임으로써 인공 인대, 복벽 보강용 지지체를 비롯한 다양한 용도의 인체 이식용 스캐폴드로 이용될 수 있음을 발견하였다.

본 명세서에서 용어“스캐폴드(scaffold)”는 생체 세포, 구체적으로는 손상된 조직에서 유래한 세포 또는 손상된 조직의 회복에 관여하는 세포를 안착시킴으로써 손상 조직의 회복 및 재생을 촉진하기 위한 조직공학(tissue engineering)적 구조체를 의미한다. 용어“세포의 안착(cell attachment)”은 세포가 고유의 생물학적 활성을 유지한 채 기질 또는 다른 세포에 직접 또는 간접적으로 흡착하는 것을 의미한다. 구체적으로는, 본 발명의 스캐폴드는 단일 메쉬로 이루어진 평면 구조일 수도 있고 복수개의 메쉬가 적층된 3차원 구조일 수도 있다.

본 명세서에서 용어“중합체”는 동일하거나 상이한 종류의 단량체가 연속적으로 결합된 합성 또는 천연 고분자 화합물을 지칭한다. 따라서, 중합체에는 단독 중합체(한 종류의 단량체가 중합화된 중합체)와 적어도 2종의 상이한 단량체의 중합에 의해 제조된 혼성중합체를 포함되며, 혼성중합체에는 공중합체(2종의 상이한 단량체로부터 제조된 중합체)와 2종 초과의 상이한 단량체로부터 제조된 중합체를 모두 포함한다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 본 발명에서 이용되는 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone), PLLA(poly(L-lactic acid)), PGA(poly(glycolic acid)), PLGA(poly(lactic-co-glycolic acid)), LCL(poly(L-Lactide-co-ε-caprolactone)) 및 이들의 조합으로 구성된 군으로부터 선택된다.

보다 구체적으로는, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone)이다.

본 발명에 따르면, 본 발명의 제 1 중합체는 일정한 두께를 가지는 일정한 간격의 스트랜드가 교차하면서 일정한 크기의 기공(pore)을 가지는 메쉬(mesh)를 형성한다. 상기 기공은 세포의 안착과 증식 및 활성 유지, 조직 재생 시 신생 혈관의 유도 뿐 아니라 메쉬 자체의 기계적 강도 및 탄성력 면에 있어서도 가장 적합한 크기를 가져야 본 발명의 궁극적인 목적인 손상 조직의 회복 및 재생이 효율적으로 달성될 수 있다. 이에, 적합한 기공의 면적은 구체적으로는 0.1 - 0.5 mm²이며, 보다 구체적으로는 0.1 - 0.4 mm²이고, 보다 더 구체적으로는 0.2-0.3 mm²이고, 가장 구체적으로는 약 0.25 mm²이다.

본 명세서에서 용어“기공의 면적”은 제 1 중합체로 제작된 본 발병의 메쉬 구조에서 스트랜드의 교차를 통해 나타나는 반복적인 기공들의 평균 면적을 의미하며, 이러한 면적은 후술하는 제 2 중합체 용액을 이용한 코팅을 수행하기 전에 측정된 면적을 의미한다.

아울러, 적절한 탄성계수와 인장률을 가져 인체 이식용 지지체로서 적합한 물리적 성질을 확보하기 위해서는 상술한 기공 면적과 함께 메쉬를 이루는 스트랜드의 직경이 중요하다. 이에, 적합한 스트랜드의 직경은 구체적으로는 0.1 - 0.3 mm이며, 보다 구체적으로는 0.15 - 0.25mm이고, 가장 구체적으로는 약 0.2 mm이다.

본 발명의 제 1 중합체 용액으로부터 중합체 메쉬를 생성하는 단계는 당업계에 알려진 다양한 방법을 사용할 수 있으며, 예를 들어 3D 프린팅법, 염침출법(solvent-casting particulate leaching), 염발포법(gas foaming), 섬유 메쉬/섬유 접착법(fiber meshes/fiber bonding), 상분리법(phase separation), 용융 몰딩법(melt moulding), 동결 건조법(freeze drying) 및 전기 방사법(electrospinning)을 포함하나, 이에 제한되는 것은 아니다.

본 발명에 따르면, 본 발명의 스캐폴드는 제 1 중합체 용액으로 제조된 중합체 메쉬(mesh)를 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체 용액으로 코팅함으로써 상술한 기계적 강도에 더하여 생체 적합성을 부여한다.

본 명세서에서 용어“생체 적합성”은 생체 내에 투여되어 기관의 세포, 조직 또는 체액과 접촉하는 경우 단기적 혹은 장기적 부작용을 일으키지 않는 성질을 의미하며, 구체적으로는 생체조직 또는 혈액과 접촉하여 조직을 괴사시키거나 혈액을 응고시키지 않는 조직적합성(tissue compatibility) 및 항응혈성(blood compatibility) 뿐 아니라 생체 투여 후 일정 기간이 경과한 뒤 소멸되는 생분해성(biodegradability)을 포함하는 의미이다.

본 명세서에서 용어“생분해성”은 pH 6-8의 생리적 용액(physiological solution)에 노출되었을 때 자연적으로 분해되는 성질을 의미하며, 구체적으로는 생체 내에서 체액, 분해 효소 또는 미생물 등에 의해서 시간의 경과에 따라 분해될 수 있는 성질을 의미한다. 본 발명에서 사용 가능한 생분해성 중합체는 상술한 생분해성을 가지는 고분자라면 어떠한 합성 및 천연 고분자도 적용될 수 있으며, 예를 들어 콜라겐, 젤라틴, 키토산, 하이아론산, 폴리(발레로락톤), 폴리(하이드록시부틸레이트), 폴리(하이드록시발러레이트) 콜라겐, 젤라틴, 키토산, 하이아론산 및 이들의 조합을 포함하나, 이에 한정되는 것은 아니다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 상기 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체는 천연 고분자이며, 보다 구체적으로는 콜라겐이고, 가장 구체적으로는 I형 콜라겐이다.

본 발명의 보다 구체적인 구현예에 따르면, 상기 콜라겐 용액은 0.2 - 0.8%(v/v) 농도로 이용되며, 보다 더 구체적으로는 0.3-0.7%(v/v) 농도로 이용되고, 가장 구체적으로는 0.4-0.6%(v/v) 농도로 이용된다.

본 명세서에서 용어“코팅(coating)”은 대상표면 상에 특정 물질을 개질함으로써 일정한 두께의 새로운 층을 형성하는 것을 의미하며, 대상표면과 코팅 물질은 이온결합 또는 비공유결합을 통해 개질될 수 있다. 용어 "비공유결합"은 흡착(adsorption), 응집(cohesion), 사슬엉킴(entanglement) 및 잡힘(entrapment) 등과 같은 물리적 결합뿐만 아니라, 수소결합 및 반데르발스결합과 같은 상호작용이 단독으로 또는 상기 물리적 결합과 함께 작용하여 발생되는 결합을 포함하는 개념이다. 본 발명에서 제 2 중합체 용액이 중합체 메쉬를 코팅하는 경우 메쉬의 표면을 완전히 둘러싸면서 밀폐된 층을 형성할 수도 있고 부분적으로 밀폐된 층을 형성할 수도 있다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 본 발명의 방법은 상기 단계 (a) 및 상기 단계 (b) 사이에 상기 중합체 메쉬에 대한 플라즈마 표면처리를 수행하는 단계를 추가적으로 포함한다.

본 발명에 따르면, 제 1 중합체로서 PCL(polycaprolactone)과 같은 소수성 고분자를 사용하여 중합체 메쉬를 제작할 경우 소수성 메쉬에 친수성을 부여하는 전처리 과정을 거침으로써 생체 적합성을 가지는 친수성의 제 2 중합체를 균질하게 코팅할 수 있다. 고분자 재료의 표면에 플라즈마 방전을 가하면 기체 반응종이 형성되면서 고분자 표면층과의 반응 및 에너지 전달을 통한 구성원소 결합 절단을 통해 표면의 친수성이 높아진다.

구체적으로는, 상온의 1.0-0.1 Torr의 중진공 조건 하에서 플라즈마 처리를 할 수 있다

구체적으로는, 상기 플라즈마 표면처리는 45 - 90초간 수행되며, 보다 구체적으로는 50 - 80초간 수행되고, 가장 구체적으로는 50 - 70초간 수행된다.

후술하는 실시예에서 보는 바와 같이, 45초 이상 플라즈마 처리를 한 경우 표면의 친수성을 증가하여 메쉬 표면에 기포가 거의 발생하지 않고 균일한 콜라겐 막이 형성되지만, 90초를 초과할 경우 제 1 중합체 표면에서부터 분자량이 감소되어 기계적 강도가 약해지는 단점이 있다.

본 발명의 다른 양태에 따르면, 본 발명은 다음을 포함하는 다공성 스캐폴드를 제공한다:

(a) 0.1 - 0.5 mm²의 기공을 가지고 스트랜드의 직경이 0.1 - 0.3mm인 제 1 중합체 메쉬(mesh); 및

(b) 상기 제 1 중합체 메쉬의 표면에 코팅된 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체.

본 발명에서 이용되는 제1 중합체 및 제2 중합체에 대해서는 이미 상술하였으므로, 과도한 중복을 피하기 위해 그 기재를 생략한다.

본 발명의 또 다른 양태에 따르면, 본 발명은 상기 다공성 스캐폴드 조성물을 포함하는 인체 이식용 지지체 조성물을 제공한다.

본 명세서에서 용어 "이식"은 수용자에게 이식된 조직 또는 세포의 기능적 완전성을 유지하려는 목적 하에 공여자로부터 수용자에게 생존 조직, 세포 또는 이들을 수용하는 인공 지지체를 전달하는 과정을 의미한다. 따라서, 용어“이식용 지지체”는 생존 조직 또는 세포를 수용자에게 전달하는 과정에서 사용되는 물리적 지지체를 의미한다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 본 발명의 지지체 조성물은 인대 재건, 두개안면 재건, 상악안면 재건, 흑색종 또는 두경부암의 제거 후 조직 재건, 흉벽 재건, 지연 화상 재건, 골반보강, 생식기 보강 또는 복벽 보강에 사용되는 지지체이며, 보다 구체적으로는 인대 재건 또는 복벽 보강에 사용되는 지지체이다.

본 발명의 또 다른 양태에 따르면, 본 발명은 본 발명의 상술한 지지체 조성물을 생체 내에 이식하는 단계를 포함하는 조직 재건 방법을 제공한다.

본 발명의 또 다른 양태에 따르면, 본 발명은 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체를 함유하는 지지체 표면에 생체 적합성을 가지는 제 1 중합체를 메쉬(mesh) 형상으로 양각(emboss)하는 단계를 포함하는 이중구조 다공성 스캐폴드의 제조 방법을 제공한다.

본 발명자들은 상이한 구조와 기능을 가지는 2가지 생체 적합성 중합체를 3차원적 다공성 구조와 2차원적 다공성 구조로 각각 제조한 뒤 이들을 접합시킬 경우 조직 재생, 상처 치유, 결합력의 제공 등 각 중합체의 고유 기능을 유지하면서도 현저히 개선된 물성이 발휘된다는 사실을 발견함으로써, 본 발명을 완성하였다.

본 발명에서 이용되는 제2 중합체에 대해서는 이미 상술하였으므로, 과도한 중복을 피하기 위해 그 기재를 생략한다. 생체 적합성을 가지는 본 발명의 제 2 중합체는 콜라겐일 수 있으며, 이 경우 제 2 중합체를 함유하는 지지체는 콜라겐 스펀지일 수 있다.

본 명세서에서 용어“스펀지(sponge)”는 고분자들의 이온결합 또는 공유결합으로 연결된 3차원적 네트워크로 구성되고 물을 분산 매질(dispersion medium)로 하는 해면상의 다공성 물질을 의미한다. 본 발명의 콜라겐 스펀지는 콜라겐에 공동이나 공극을 가지는 해면상 구조체라면 제한없이 사용될 수 있으며, 예를 들어 콜라겐 용액 또는 분산액을 동결건조하여 제조될 수도 있고, 또는 상용화된 다양한 기성품 콜라겐 스펀지를 구입하여 사용할 수도 있다.

본 발명에서 이용되는 제1 중합체에 대해서도 역시 상술하였으므로, 과도한 중복을 피하기 위해 그 기재를 생략한다. 구체적으로는, 본 발명의 제 1 중합체는 PCL (polycaprolactone)일 수 있다.

본 발명의 이중구조 다공성 스캐폴드는 제 2 중합체를 함유하는 지지체, 예를 들어 콜라겐 스펀지 표면에 제 1 중합체, 예를 들어 PCL을 메쉬 형태로 양각함으로써 콜라겐 스펀지-PCL의 메쉬의 접합체로 제작될 수 있다. 본 명세서에서 용어“양각(emboss)”은 콜라겐 스펀지 표면에 메쉬 형태가 돌출된 형태로 새겨지도록 PCL 고분자를 스펀지 표면에 접합시키는 과정을 의미한다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 상기 양각(emboss)은 상기 제 2 중합체를 함유하는 지지체 표면에 3D 프린터를 이용하여 상기 제 1 중합체를 메쉬(mesh) 형상으로 출력함으로써 수행될 수 있다.

본 발명의 구체적인 구현예에 따르면, 상기 메쉬 형태는 각 스트랜드의 직경이 0.3-0.5mm이고 스트랜드 간의 간격이 0.1-0.3mm이다.

본 발명의 또 다른 양태에 따르면, 본 발명은 다음을 포함하는 이중구조 다공성 스캐폴드를 제공한다:

(a) 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체를 함유하는 지지체; 및

(b) 상기 지지체 표면에 접합되고 생체 적합성을 가지는 제 1 중합체 메쉬(mesh).

본 발명에서 이용되는 제1 중합체; 제2 중합체; 지지체; 및 양각 등을 이용하여 제 1 중합체 메쉬를 제 2 중합체 함유 지지체에 접합시키는 과정에 대해서는 이미 상술하였으므로, 과도한 중복을 피하기 위해 그 기재를 생략한다.

본 발명의 이중구조 다공성 스캐폴드(예를 들어 콜라겐 스펀지-PCL의 메쉬의 접합체)는 골 조직, 피부 조직 등의 재생 치료에 사용되는 일반적인 콜라겐 스펀지에 비해 인장 강도 및 결합 강도가 우수하면서도 생분해적 특성을 가져, 상처 치유 및 조직 재생에 필요한 기간 동안 인체 내에서 보다 안정적인 결합 기능과 현저히 향상된 고정 기능을 제공한다.

본 발명의 특징 및 이점을 요약하면 다음과 같다:

(a) 본 발명은 우수한 조직 공학적 특성을 지닌 다공성 스캐폴드 및 이의 제조 방법을 제공한다.

(b) 본 발명의 스캐폴드는 간단한 공정으로 제조될 수 있을 뿐 아니라 높은 인장강도와 생체 적합성은 물론 현저히 우수한 세포 생착률을 보임으로써 인공 인대, 복벽 보강용 지지체를 비롯한 다양한 용도의 인체 이식용 지지체 조성물로 유용하게 이용될 수 있다.

도 1은 3d 프린터를 이용하여 제조된 본 발명의 고분자 메쉬를 광학 현미경으로 관찰한 결과를 나타낸다.
도 2는 본 발명의 고분자 메쉬를 다양한 시간 동안 플라즈마 표면처리를 수행한 뒤 콜라겐을 코팅한 후 발생한 표면의 기포를 보여주는 광학사진이다.
도 3은 콜라겐을 코팅한 메쉬의 거시적 형상을 보여주는 그림이다.
도 4는 콜라겐을 코팅한 메쉬의 미세형상을 보여주는 전자현미경 사진이다.
도 5는 콜라겐을 코팅한 이식용 메쉬와 무세포동종진피의 물리적 강도를 분석한 결과를 보여주는 그림이다.
도 6은 콜라겐의 코팅하지 않은 메쉬(도 6a) 및 0.5% 콜라겐을 코팅한 메쉬(도 6b)의 표면에 존재하는 원소를 EDS(Energy Dispersive X-Ray Spectroscopy, EDAX, USA)를 이용하여 분석한 결과를 각각 나타낸다.
도 7은 콜라겐 코팅 여부에 따른 메쉬의 세포 반응성을 비교하기 위해 세포배양 후 활성 세포를 관찰한 결과(도 7a) 및 이를 정량한 결과(도 7b)를 각각 나타낸다.
도 8은 콜라겐 코팅 여부에 따른 메쉬의 생물학적 안전성을 검증하기 위해 무세포 동종진피와 실험동물의 진피에 각각 6, 12, 20주간 메쉬를 이식 후 조직을 채취하여 메이슨 트리크롬으로 염색한 결과(도 8a)를 나타내며, 이를 토대로 염증반응에 따른 피막의 두께(도 8b)과 생분해에 따른 이식물의 두께(도 8c)를 정량한 결과를 각각 나타낸다.
도 9는 콜라겐 코팅 여부에 따른 메쉬 내부의 혈관(세동맥)의 분포 및 숫자를 검증하기 위해 무세포 동종진피와 동물의 진피에 메쉬를 이식한 뒤 얻은 조직에 대해 면역형광염색을 수행한 결과(도 9a) 및 혈관 수를 정량한 결과(도 9b)를 각각 나타낸다.
도 10은 단일 콜라겐 스펀지와 고분자 메쉬가 직접 프린팅되어 접합된 구조체의 거시적 형상을 보여주는 사진이다.
도 11은 콜라겐 스펀지위에 고분자 메쉬가 프린팅되어 접합된 미세형상을 보여주는 전자현미경 사진이다.
도 12는 콜라겐 스펀지와 이에 고분자 메쉬를 프린팅하여 접합한 구조체의 물리적 특성을 분석한 결과를 보여주는 그림이다.

이하, 실시예를 통하여 본 발명을 더욱 상세히 설명하고자 한다. 이들 실시예는 오로지 본 발명을 보다 구체적으로 설명하기 위한 것으로, 본 발명의 요지에 따라 본 발명의 범위가 이들 실시예에 의해 제한되지 않는다는 것은 당업계에서 통상의 지식을 가진 자에 있어서 자명할 것이다.

실시예

실시예 1: 생분해성 고분자 메쉬의 제조

1-1. 고분자 메쉬의 제작

3차원 고분자 구조체를 제조하기 위해 3D 프린터(Biobots, USA)를 사용하였으며, 3D 프린팅 기법은 노즐의 직경, 온도, 토출압력, 노즐의 이동속도 등의 조건에 따라 메쉬의 사이즈를 손쉽게 조절할 수 있다. 본 발명자들은 손상된 인대와 복벽을 가장 안정적으로 지탱할 수 있는 디자인으로서 각 스트랜드의 직경이 0.2mm이고 스트랜드 간의 간격이 1.0mm인 메쉬 형태를 선정하였으며(도 1), 원료 고분자로 폴리카프로락톤(Polycaprolactone, sigma aldrich, USA)을 사용하였다.

고분자 메쉬 제작을 위해 노즐의 직경을 0.1 - 0.5 mm, 노즐 온도를 80 - 90℃, 토출 압력을 50 - 100psi, 노즐의 이동속도를 2 - 5 mm/s로 세팅하였다. 이러한 조건 하에서 제조한 폴리카프로락톤 메쉬를 펀칭 작업을 통해 1.5cm 직경의 원형 시편으로 가공하하였고 이물질을 제거하기 위해 약 30분 동안 70% 에탄올로 세척한 다음 상온에서 2시간 동안 건조하였다.

1-2. 고분자 메쉬의 콜라겐 코팅

3D 프린팅으로 제조한 폴리카프로락톤 메쉬의 생체 적합성 부여를 위해 메쉬 표면을 콜라겐으로 코팅하였다. 본 발명자들은 콜라겐의 균질한 코팅을 위해 코팅 전 소수성이 강한 폴리카프로락톤에 대해 플라즈마를 이용한 표면처리를 수행함으로써 친수성을 부여하는 전처리 공정을 도입하였다. 가장 먼저 돼지진피에서 추출한 아텔로 콜라겐(제1형, 의료기기 등급, 다림티센, 한국)을 0.5% 농도로 0.5M의 아세트산에 12시간 동안 4℃에서 녹여 콜라겐 용액을 제작하였다.

최적의 플라즈마 처리시간 탐색

가장 효율적인 콜라겐 코팅을 위한 최적의 플라즈마 처리 시간을 선정하고자, 세척 후 건조시킨 메쉬를 슬라이드 글래스에 올린 후 1.0-0.1 Torr의 중진공 조건 하에서 0, 15, 30, 45, 60초 동안 플라즈마 표면처리기(PDC-32G Plasma Cleaner, Harrick Plasma, USA)를 이용하여 폴리카프로락톤 메쉬를 처리하였다. 표면처리 공정 이후, 시편 당 250μl의 콜라겐 용액을 넣어 30분간 4℃에서 메쉬 표면에 콜라겐을 코팅하고, 이를 광학현미경(EVOS®XL Core Cell Imaging System, Thermo Fisher scientific, USA)으로 관찰하였다(도 2). 도 2에서 보는 바와 같이, 플라즈마 표면처리를 하지 않은 콜라겐-코팅 폴리카프로락톤 메쉬는 표면의 강한 소수성으로 인해 콜라겐 코팅이 균일하지 못할 뿐 아니라 메쉬 표면에 많은 기포가 발생되어 있음을 관찰할 수 있었으며, 플라즈마 처리시간을 15초 간격으로 점진적으로 증가시킬수록 기포가 감소하는 경향을 관찰할 수 있었으며, 60초 동안 플라즈마를 한 경우 메쉬 표면에 균일한 콜라겐 코팅 막이 형성되는 것을 관찰할 수 있었다.

최적의 콜라겐 농도의 탐색

이후, 본 발명자들은 고분자 메쉬가 인체 삽입물로서 갖추어야 할 물성과 생체 적합성 등을 고려하여, 표면에 코팅될 콜라겐의 최적 농도를 평가하고자 하였다. 이를 위해 아텔로 콜라겐을 다양한 농도(0.1, 0.5, 0.75 및 1.0%)로 0.5M의 아세트산에 12시간 동안 4℃에서 녹여 콜라겐 용액을 준비하였고, 60초 간 플라즈마 표면 처리를 수행한 뒤 메쉬 시편에 각각 250 μl씩 넣어 30분간 4℃에서 코팅작업을 진행하였다. 코팅작업을 마친 각 샘플을 12시간 동안 -70℃로 냉각시킨 후 표면에 코팅한 콜라겐의 다공성 표면구조를 만들어주기 위해 24시간에 걸쳐 동결건조기(FreeZone 12 plus, Labconco, USA)를 이용하여 건조시켰다. 이후, 동결건조한 콜라겐 내부에 염의 형태로 존재하는 아세트산을 제거하기 위해 중화작업을 실시하였다. 이를 위해 동결건조를 마친 시편을 무수알코올(Ethanol absolute, Merck KGaA, Germany)를 이용하여 15분 간 4회에 걸쳐 세척한 뒤, 70% 에탄올에 0.5 M의 NaOH(덕산종합과학, 한국)을 녹인 후 15분 간 4회에 걸쳐 아세트산의 중화작업을 실시하였다. 이후, 시편 내에 존재하는 잔량의 NaOH를 제거하기 위해 50% 및 30% 에탄올, 3차 증류수를 이용하여 순차적으로 15분 간 4회에 걸쳐 세척하였다. 세척을 마친 콜라겐-코팅 메쉬를 12시간 동안 -70℃로 냉각시킨 후, 앞서 언급한 바와 같이 24시간에 걸쳐 동결건조기를 이용하여 건조를 시켜 준 후 디지털 카메라(EOS 500D, Canon, Japan)를 이용하여 이미지를 수득하였다(도 3). 그 결과, 0.5% 이상의 농도로 콜라겐을 코팅한 그룹에서 메쉬 표면에 콜라겐이 스펀지 형태로 적층되면서 기공(pore)을 막는 거시적 형상이 관찰되었으며, 이러한 현상은 콜라겐 농도가 증가할수록 심해졌으나, 0.1% 농도의 콜라겐에서는 메쉬의 형태가 온전히 보존되었다.

다음으로는 콜라겐이 코팅된 메쉬의 미세형상을 관찰하기 위해 전자현미경(FE-SEM, MERLIN, Zeiss, Germany)을 이용하여 콜라겐이 코팅된 메쉬의 표면형상을 관찰하였다(도 4). 그 결과, 콜라겐을 코팅하지 않은 메쉬의 경우 각 폴리카프로락톤 스트랜드가 최초 설계대로 약 200μm의 직경을 가지는 것으로 확인되었다. 콜라겐을 코팅한 시편들은 콜라겐의 농도가 0.1 - 0.75%까지 높아질수록 동결건조에 의해 형성된 콜라겐의 기공이 약 500μm에서 20μm까지 감소하였지만, 1.0 %의 콜라겐을 코팅한 시편은 메쉬 표면을 전체적으로 콜라겐이 덮어 기공을 관찰할 수 없었다. 이렇게 형성된 콜라겐의 다공성 구조는 인체 삽입시 초기 세포의 부착과 메쉬 내부로의 혈관형성에 유용한 구조로서, 전자현미경을 이용한 표면관찰 결과로 미루어볼 때, 약 150~300μm의 기공을 가지는 것으로 확인된 0.5%의 콜라겐을 코팅한 메쉬가 생분해성 이식용 메쉬로 가장 적합할 것으로 판단되었다.

실시예 2: 생분해성 메쉬의 특성분석

2-1. 생분해성 메쉬의 물리적 강도 분석

본 발명에서 제작한 생분해성 이식용 메쉬의 물리적 강도를 분석하기 위해 인강강도를 측정하였다. 보다 신뢰성 높은 분석결과 확보를 위해 인체의 연조직 재건을 위해 기성품으로 시판되는 무세포동종진피(CG Derm, 한국)를 비교군으로 설정하여 본 연구진이 개발한 이식용 메쉬와의 강도 비교를 실시하였다. 이를 위해 각 시편을 1cm x 5cm의 직사각형으로 가공 후 30분 간 생리식염수에 적신 뒤 만능시험분석기(Universal Testing Systems, Instron 3360, USA)를 이용하여 초당 1mm의 속도로 시편을 당기며 인장강도를 측정하였다. 그 결과, 기성제품인 무세포동종진피는 50%의 인장률을 보일 때까지 본 발명의 이식용 메쉬에 비해 낮은 탄성력을 보였지만, 124%의 인장률을 보인 지점에서 가장 높은 15.27 MPa의 인장강도를 보였다(도 5). 반면, 본 발명의 이식용 메쉬는 탄성계수와 인장률이 각각 무세포동종진피에 비해 2배와 5배 높아 탄성 복원력이 현저히 우수함을 확인할 수 있었다. 본 발명의 이식용 메쉬의 이러한 높은 탄성복원력은 인대나 복벽부위 등에 물리적 보강을 제공하기 위한 인체 삽입물로서 매우 우수한 특성을 가짐을 보여준다.

2-2. 생분해성 메쉬의 정성 분석

본 발명의 이식용 메쉬에 콜라겐의 코팅 여부에 따라 표면에 존재하는 원소를 EDS(Energy Dispersive X-Ray Spectroscopy, EDAX, USA)를 이용하여 분석하였다. 그 결과, 콜라겐을 코팅하지 않은 폴리카프로락톤 메쉬는 탄소와 산소의 성분만 검출이 되는 반면, 콜라겐을 표면에 코팅한 시편은 펩타이드 내의 질소가 검출이 되어 전체 원소의 비율 중 12.71%의 질소원소가 존재하는 것을 확인할 수 있었다(도 6).

2-3. 생분해성 메쉬의 세포 반응성

체외 환경에서 콜라겐을 코팅한 이식용 메쉬와 세포와의 반응성을 평가하기 위해 메쉬 표면에 인간진피 유래 섬유아세포(Human dermal fibroblast, LONZA, USA)를 배양하였다. 앞서 제작한 1.5cm의 직경을 가지는 원형시편들을 24-웰 조직배양 플레이트(TCP, Corning, USA)에 위치시킨 후 70% 에탄올을 넣고 UV 램프 하에서 30분 간 멸균작업을 하였다. 이후 섬유아세포(계대수 4번)를 각 시편에 50,000개씩 씨딩하였으며, 비교군으로 TCP에도 세포를 씨딩한 후, 각 섬유아세포를 7일 동안 DMEM(Dulbecco's Modified Eagle Medium, 저 글루코스, Gibco, USA)에 10 v/v %의 FBS(Fetal bovine serum, Gibco, USA)와 1 v/v%의 항생제(Gibco, USA)가 혼합된 배지를 사용하여, 37℃에서 5 % 이산화탄소 조건에서 세포를 배양하였다. 이때 세포의 거동분석을 위해 배양시작 후 각각 1일차와 7일차에 걸쳐 Live and dead 어세이(Thermo Fisher scientific, USA)를 실시하여 세포의 생존/증식 거동을 비교분석하였다. 이를 위해 배양종료 시점에 각 시편을 인산완충용액(PBS, Gibco, USA)으로 3회 세척 후, Live and dead 어세이 키트 내에 있는 칼세인 AM과 EthD-1 (Ethidium homodimer-1)을 각각 2 μ및 4 μ농도로 희석하여 각 시편에 넣어준 후 30분 간 상온에서 염색 후 공초점 형광현미경(LSM700, Zeiss,Germany)을 이용하여 염색된 세포를 관찰하고(도 7a) 이를 정량분석하였다(도 7b). 그 결과, 배양 1일차에는 세 그룹의 시편 모두 단위 면적당(1 mm²) 20-30개 사이의 활성도가 높은 세포가 관찰되었으며, 그룹 간의 차이는 없는 것으로 보였다. 하지만, 배양 7일 차에 이르러서는, 콜라겐을 코팅한 이식용 메쉬 그룹이 단위 면적당 콜라겐을 코팅하지 않은 그룹에 비해 7배, TCP에 비해 3배 가량 높은 세포의 수가 관찰되어 콜라겐의 존재 유무에 의해 극명한 세포의 반응 결과를 관찰할 수 있었다. 이는 메쉬 사이에 존재하는 다공성 콜라겐 구조가 세포가 부착되어 증식할 수 있는 공간을 충분히 제공하여 얻은 결과로 보인다. 이에 따라 조직 절개 후 본 발명의 스캐폴드를 인체에 삽입시 초기 섬유아세포를 포함한 다양한 세포들의 부착과 메쉬 내부로의 혈관 형성이 효율적으로 유도될 수 있음을 알 수 있다.

실시예 3: 생분해성 메쉬의 생물학적 안전성

3-1. 생분해성 메쉬의 염증반응 및 생분해 거동

본 발명의 이식용 메쉬에 콜라겐의 코팅 여부에 따른 염증반응과 생분해 거동을 평가하기 위해, SD(Sprague Dawley) 랫트(6주령, 숫컷 N=4, Orient Bio, Korea)의 등쪽 피부에 무세포동종진피(두께: 1.5mm, MegaDerm, L&C Bio, Korea)와 함께 메쉬를 이식하여 6주, 12주, 20주차에 랫트를 안락사시켜 조직을 채취한 후 메이슨 트리크롬(sigma aldrich, USA)으로 염색하여 조직의 단면을 광학현미경(CX43, Olympus, Tokyo, Japan)으로 관찰하였다(도 8a). 또한, 이식 주변부의 염증반응(도 8b)과 이식물의 생분해 정도(도 8c)를 분석하였다.

도 8a에서 보는 바와 같이, 정상조직은 20 주간에 걸쳐 피부의 표피, 진피, 피하조직이 모두 경계면이 명확하게 관찰되었으며, 메쉬와 무세포동종진피가 삽입된 그룹들은 진피 조직 밑에 이식물들이 위치이동 없이 삽입되어 있는 것을 관찰할 수 있었다. 하지만, 무세포동종진피와 달리 메쉬를 삽입한 모든 그룹에서 메쉬에 의해 형성된 다공성 구조 사이 사이에 조직이 채워져 있는 것을 확인할 수 있었지만, 무세포동종진피는 20주차에 과도한 염증반응에 의한 피막이 두껍게 형성되며, 조직과의 박리현상이 관찰되었다.

앞서 관찰된 염증반응을 분석하기 위해 이식물 주변부에 형성된 피막의 두께를 측정하였다(도 8b). 측정 결과 이식 6주 차에는 무세포 동종진피가 콜라겐이 코팅된 메쉬와 유사한 약 250μm의 피막을 형성되는 것을 관찰할 수 있었으며, 12주차로 갈수록 이식물의 모든 그룹에서 200~280μm의 피막이 형성되어 유사한 수치를 확인할 수 있었다. 하지만, 20 주차에는 무세포 동종진피 그룹이 약 340μm로 두꺼운 피막이 형성된 반면, 메쉬 그룹은 콜라겐의 코팅여부와 관계없이 6주차와 유사한 250μm의 피막이 유지되는 것을 확인할 수 있었다. 이러한 결과는 20주차에 관찰한 메이슨 트리크롬의 염색사진의 결과로 미루어볼 때 과도한 염증반응에 의한 현상으로 유추해 볼 수 있다.

다음으로는 이식물들의 생분해 거동을 비교하기 위해 20 주간 각 이식물들의 두께 변화를 측정하였다(도 8c). 6 주차에서는 무세포 동종진피가 최초 삽입한 이식물의 두께에 가까운 99%가 남아 있었지만, 메쉬 그룹은 약 78%가 남아, 약 22%의 두께감소를 확인하였다. 이러한 경향은 12 주차까지 유지가 되며 무세포 동종진피는 92%의 두께가 유지되었지만, 메쉬는 약 70%의 두께가 유지되었다. 하지만, 20 주차에는 무세포 동종진피가 12주차에 비해 급격한 두께 감소가 발생하여 최초 두께 대비 약 45% 만이 남아, 8주 사이에 급격한 생분해가 일어남을 확인할 수 있었다. 이러한 결과는 도 8b에서 보는 바와 같이 20 주차에서 조직 내 삽입된 무세포동종진피의 급격한 생분해에 따른 염증반응으로 이식 주변부의 가장 두꺼운 피막이 형성된 것으로 볼 수 있다.

3-2. 생분해성 메쉬 내부의 혈관 형성능

본 발명의 이식용 메쉬에 콜라겐의 코팅 여부에 혈관형성 유도능 평가를 위해 앞서 채취한 조직을 대상으로 면역염색을 실시하였으며, 세포핵은 4′,6-디아미디노-2-페닐인돌(DAPI,Blue signal, Sigma Aldrich, USA)로 염색하고, 혈관내피세포는 CD31(Red signal, Thermo Fisher Scientific, Waltham, MA, USA)로 염색 후 공초점현미경(LSM700, Carl Zeiss, Oberkochen, Germany)을 이용하여 관찰(도 9a)하고(도 9a) 면적당 혈관(세동맥; arterioles)의 개수를 비교정량하였다(도 9b).

도 9a의 형광현미경 사진에서 볼 수 있듯이, 12주차와 20주차에 걸쳐 무세포 동종진피 내에는 불균일한 혈관의 분포가 관찰되는 반면 메쉬를 삽입한 조직은 콜라겐의 코팅 유무에 관계없이 메쉬 내부로까지 혈관이 균일하게 분포되어 있는 것을 확인할 수 있었다. 이러한 현상은 20 주차에 급격한 분해가 일어나 두께가 감소하는 무세포 동종진피로 인해 단면적이 감소되어 혈관이 국소적으로 분포된 것으로 유추해 볼 수 있다.

SD 랫트의 세동맥은 20~40μm의 직경을 가지는 것으로 알려져 있으며 면역형광염색을 통해 단위 면적(mm²)당 세동맥의 직경조건을 충족시키는 혈관 개수를 정량하였다(도 9b). 이식물 삽입 후 12주 차에 무세포 동종진피와 메쉬는 유사한 혈관 개수인 약 16개가 관찰된 반면, 콜라겐이 코팅된 메쉬의 경우는 이보다 40%가 많은 약 23개의 혈관이 내부에 분포하는 것을 확인하였다. 이러한 경향은 20 주차까지 유지되어 콜라겐의 코팅이 메쉬 내부로의 혈관 형성을 능동적으로 유도하는 것을 확인하였다.

실시예 4: 콜라겐 스펀지-고분자 메쉬 접합체의 제조 및 특성 분석

4-1. 콜라겐 스펀지 제작

본 발명의 또 다른 양태로서, 본 발명자들은 고분자 메쉬가 접합된 콜라겐 함유 스펀지를 제작하기 위해 돼지 진피에서 추출한 아텔로 콜라겐(제1형, 의료기기 등급, 다림티센, 한국)을 0.5M의 아세트산에 3.0 wt%의 농도로 용해시켰다. 이후 황동 몰드에 넣은 후 액체질소(-196℃)에 담구어 동결시키고 실시예 1에서 상술한 방법에 따라 24시간 동안 동결건조하였다. 이후 건조된 콜라겐 스펀지를 120℃의 오븐에 24시간 동안 탈수열처리(dehydrothermal treatment, DHT)를 하여 콜라겐 스펀지를 제조하였다(도 10).

4-2. 3D 프린팅을 통한 콜라겐 스펀지 고분자 메쉬의 접합체 제조

제조된 콜라겐 스펀지의 물성을 보강하기 위해, 3D 프린팅 스테이지에 스펀지를 고정시키고, 실시예 1에서 고분자 메쉬 제작을 위해 적용한 프린팅 조건 하에서 각 스트랜드의 직경이 0.4mm이고 스트랜드 간의 간격이 2.0mm인 메쉬 형태로 스펀지 위에 직접 프린팅을 하여 PCL 콜라겐 접합체를 제작하였다(도 10).

다음으로는 콜라겐 스펀지 위에 3D 프린팅을 통해 접하시킨 메쉬 구조체를 전자현미경을 이용하여 표면과 단면 형상을 관찰하였다(도 11). 그 결과, 콜라겐 스펀지 표면에 20 - 200μm의 기공이 형성되었으며, 단면 관찰을 통해 프린팅된 PCL과 콜라겐이 안정적으로 접합된 구조체를 형성하고 있음을 확인하였다.

4-3. 콜라겐 스펀지-고분자 메쉬 접합체의 물리적 강도 분석

제조된 콜라겐 스펀지-고분자 메쉬 접합체의 물리적 강도를 비교 분석하기 위해, 인장강도 및 인체 고정시 사용하는 봉합사와의 결합강도를 각각 측정하였다. 도 12의 인장강도 측정 결과에서 볼 수 있듯이, 단순 콜라겐 스펀지에 비해 PCL 메쉬가 결합된 본 발명의 접합체는 인장 강도가 약 20배 가량 높고, 인장률 또한 70배 가량 우수한 것을 알 수 있었으며, 탄성계수 또한 10배 정도 높은 것을 확인할 수 있었다. 다음으로는 콜라겐 스펀지와 본 발명의 콜라겐 스펀지-PCL 메쉬 접합체에 각각 봉합사를 통과시켜 봉합사와의 결합강도를 분석한 결과, 단순 콜라겐 스펀지에 비해 강도가 약 56.26KPa에서 496.15KPa로 현저히 증가함을 관찰하였다. 이러한 결과를 통해 콜라겐 스펀지 상에 PCL 중합체를 접하시킨 본 발명의 접합체가 기존 콜라겐 스펀지의 물리적 특성을 비약적으로 개선시키면서 인체 내에서의 안정적 고정 기능을 제공함을 확인할 수 있었다.

이상으로 본 발명의 특정한 부분을 상세히 기술하였는 바, 당업계의 통상의 지식을 가진 자에게 있어서 이러한 구체적인 기술은 단지 바람직한 구현예일 뿐이며, 이에 본 발명의 범위가 제한되는 것이 아닌 점은 명백하다. 따라서, 본 발명의 실질적인 범위는 첨부된 청구항과 그의 등가물에 의하여 정의된다고 할 것이다.

Claims (22)

1. 다음의 단계를 포함하는 다공성 스캐폴드의 제조 방법:
   (a) 제 1 중합체 용액으로부터 0.1 - 0.5 mm²의 기공을 가지고 스트랜드의 직경이 0.1 - 0.3mm인 중합체 메쉬(mesh)를 생성하는 단계;
   (b) 상기 생성된 중합체 메쉬의 표면을 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체 용액으로 코팅하는 단계.
   
2. 제 1 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone), PLLA(poly(L-lactic acid)), PGA(poly(glycolic acid)), PLGA(poly(lactic-co-glycolic acid)), LCL(poly(L-Lactide-co-ε-caprolactone)) 및 이들의 조합으로 구성된 군으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 방법.
   
3. 제 2 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone)인 것을 특징으로 하는 방법.
   
4. 제 1 항에 있어서, 상기 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체는 콜라겐인 것을 특징으로 하는 방법.
   
5. 제 4 항에 있어서, 상기 콜라겐 용액은 0.2 - 0.8%(v/v) 농도인 것을 특징으로 하는 방법.
   
6. 제 1 항에 있어서, 상기 방법은 상기 단계 (a) 및 상기 단계 (b) 사이에 상기 중합체 메쉬에 대한 플라즈마 표면처리를 수행하는 단계를 추가적으로 포함하는 것을 특징으로 하는 방법.
   
7. 제 6 항에 있어서, 상기 플라즈마 표면처리는 45 - 90초 간 수행되는 것을 특징으로 하는 방법.
   
8. 다음을 포함하는 다공성 스캐폴드:
   (a) 0.1 - 0.5 mm²의 기공을 가지고 스트랜드의 직경이 0.1 - 0.3mm인 제 1 중합체 메쉬(mesh); 및
   (b) 상기 제 1 중합체 메쉬의 표면에 코팅된 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체.
   
9. 제 8 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone), PLLA(poly(L-lactic acid)), PGA(poly(glycolic acid)), PLGA(poly(lactic-co-glycolic acid)), LCL(poly(L-Lactide-co-ε-caprolactone)) 및 이들의 조합으로 구성된 군으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 다공성 스캐폴드.
   
10. 제 9 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone)인 것을 특징으로 하는 다공성 스캐폴드.
    
11. 제 8 항에 있어서, 상기 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체는 콜라겐인 것을 특징으로 하는 다공성 스캐폴드.
    
12. 제 8 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항의 다공성 스캐폴드를 포함하는 인체 이식용 지지체 조성물.
    
13. 제 12 항에 있어서, 상기 지지체 조성물은 인대 재건, 두개안면 재건, 상악안면 재건, 흑색종 또는 두경부암의 제거 후 조직 재건, 흉벽 재건, 지연 화상 재건 또는 복벽 보강에 사용되는 것을 특징으로 하는 지지체 조성물.
    
14. 제 12 항 또는 제 13 항의 지지체 조성물을 생체 내에 이식하는 단계를 포함하는 조직 재건 방법.
    
15. 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체를 함유하는 지지체 표면에 생체 적합성을 가지는 제 1 중합체를 메쉬(mesh) 형상으로 양각(emboss)하는 단계를 포함하는 이중구조 다공성 스캐폴드의 제조 방법.
    
16. 제 15 항에 있어서, 상기 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체는 콜라겐인 것을 특징으로 하는 방법.
    
17. 제 16 항에 있어서, 상기 콜라겐을 함유하는 지지체는 콜라겐 스펀지인 것을 특징으로 하는 방법.
    
18. 제 15 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone), PLLA(poly(L-lactic acid)), PGA(poly(glycolic acid)), PLGA(poly(lactic-co-glycolic acid)), LCL(poly(L-Lactide-co-ε-caprolactone)) 및 이들의 조합으로 구성된 군으로부터 선택되는 것을 특징으로 하는 방법.
    
19. 제 18 항에 있어서, 상기 제 1 중합체는 PCL(polycaprolactone)인 것을 특징으로 하는 방법.
    
20. 제 15 항에 있어서, 상기 양각(emboss)은 상기 제 2 중합체를 함유하는 지지체 표면에 3D 프린터를 이용하여 상기 제 1 중합체를 메쉬(mesh) 형상으로 출력함으로써 수행되는 것을 특징으로 하는 방법.
    
21. 제 15 항에 있어서, 상기 메쉬 형태는 각 스트랜드의 직경이 0.3-0.5mm이고 스트랜드 간의 간격이 0.1-0.3mm인 것을 특징으로 하는 방법.
    
22. 다음을 포함하는 이중구조 다공성 스캐폴드:
    (a) 생체 적합성을 가지는 제 2 중합체를 함유하는 지지체; 및
    (b) 상기 지지체 표면에 접합되고 생체 적합성을 가지는 제 1 중합체 메쉬(mesh).

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