WO2021230546A1 - 구아니디늄 이온으로 개질된 키토산 나노섬유 기반의 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법 - Google Patents

구아니디늄 이온으로 개질된 키토산 나노섬유 기반의 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법 Download PDF

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WO
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bioadhesive composition
chitin
chitosan
adhesive
present
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PCT/KR2021/005521
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오동엽
박제영
황성연
람탄하오
전현열
구준모
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한국화학연구원
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Definitions

  • the present invention relates to a bioadhesive composition based on chitin or chitosan nanofibers and a method for producing the same, and more particularly, to a bioadhesive composition for improving adhesion by modifying the chitin or chitosan with guanidinium ions, and a composition thereof It relates to a manufacturing method.
  • Bio-adhesives are used to seal or apply tissue during surgery, hemostasis, body fluids and blood blockers, etc., and are attached to various biological samples such as cell membranes, cell walls, lipids, proteins, DNA, growth factors, cells, tissues, etc. substances that have properties. Bio-adhesives are used in biomedical fields such as tissue adhesives, hemostatic agents, tissue engineering scaffolds, drug delivery carriers, tissue fillers, wound treatment, or intestinal adhesion prevention of biological samples, but not limited to biological samples, bio-derived polymers etc. can also be used. In particular, as the use of skin-attachable devices using hydrogels has increased recently, the demand for adhesive applications for bonding hydrogels is also increasing.
  • bio-adhesives include cyanoacrylate-based, fibrin, gelatin and polyurethane-based adhesives.
  • Polyurethane-based adhesives are representative examples of synthetic polymers.
  • Polyurethane-based adhesives are adhesives for soft tissues, which absorb water on the surface of biological tissues to increase adhesion with tissues and cure within minutes. The cured adhesive is characterized by slow biodegradation, and the stress concentration of the soft tissue recessed suture is reduced, thereby increasing the stability of the adhesive over time. is pointed out as
  • cyanoacrylate-based adhesive In the case of a cyanoacrylate-based adhesive, it can be cured by moisture at room temperature in a short time without an initiator, and has the advantage of being transparent in appearance and having high adhesive strength. However, there is a problem that it is weak to shock, has poor heat resistance and water resistance, and can cause adverse immune reactions in the human body in that it generates formaldehyde as a by-product.
  • the fibrin-based adhesive artificially utilizes the tissue aggregation action of fibrin, which causes the tissue to stick together by forming fibrin by leaking fibrinogen together with blood components from the capillaries around the cut when a tissue is wounded.
  • Fibrin-based adhesives have biological advantages such as fast adhesion, no heat or pressure, excellent tissue adhesion, excellent tissue adhesion, and fast adhesion, but their adhesion ability is very low. Therefore, there is a limit to its use.
  • Gelatin adhesive is a bio-derived adhesive and has excellent biocompatibility, but formalin or glutaraldehyde used as a cross-linking agent also causes a cross-linking reaction with proteins in the living body, causing tissue toxicity.
  • the traditional bio-adhesives have limitations in that they are toxic to the living body or have low adhesive strength, so research on adhesives in a form that accompanies a chemical reaction by adding a crosslinking agent to a material with excellent biocompatibility to increase adhesive strength has been tried
  • chemical crosslinking may occur not only during adhesion, but also during storage and transportation. Because it acts by a chemical reaction, it may lose its function when heated or irradiated with UV light, and in many cases, its function may be weakened only by exposure to the atmosphere. In this case, the adhesive strength gradually decreases, so chemical adhesives using a crosslinking agent are inconvenient to be contained in an air-blocking container or to pay special attention to the storage temperature.
  • the present inventors prepared a low-viscosity aqueous solution in which chitin or chitosan nanofibers modified with guanidinium ions are dispersed using chitin and chitosan, which are natural polymers harmless to the human body and biodegradable, in order to solve the above problem.
  • the present invention was completed by confirming that the prepared aqueous solution exhibits an excellent effect as a bioadhesive.
  • An object of the present invention is to provide a composition comprising functionalized chitin or chitosan nanofibers, which can be used as an adhesive for living tissues and hydrogels.
  • an object of the present invention is to provide a method for preparing a bioadhesive composition having improved effects in applicability, hemostasis and adhesion by biodegradation, low viscosity and chemically stable.
  • the present invention provides a bioadhesive composition
  • a bioadhesive composition comprising chitin or chitosan nanofibers modified with guanidinium ions, and a solvent.
  • the nanofiber may have a diameter of 2 to 500 nm.
  • the guanidinium ion may be contained in 0.2 to 2 mmol/g based on the dry weight of chitin or chitosan.
  • water resistance may satisfy the following [Formula 1].
  • light resistance may satisfy the following [Formula 2].
  • heat resistance may satisfy the following [Equation 3].
  • oxidation resistance may satisfy the following [Formula 4].
  • the nanofiber may be present in a dispersed form in a solvent.
  • the modified chitin or chitosan nanofibers may be included in an amount of 0.05 to 30% by weight based on the total composition.
  • the solvent is any one or two or more selected from water, C1 to C4 alcohol, and C1 to C10 organic acid, and the pH of the composition may be less than 4 to 10.
  • the loss tangent is measured for rotational rheological properties under the conditions of 10 rad/s frequency and 0.5% strain after heating at 90° C. for 3 hours or more, and 5 at 25° C. may be more than
  • the present invention comprises the steps of dispersing chitin or chitosan in a solvent to prepare a dispersion; treating the dispersion with an acid or base; generating chitin or chitosan nanofibers by ultrasonically treating the acid or base-treated dispersion; and treating the nanofiber with a Lewis acid catalyst and cyanamide to ionize an amino group to guanidinium;
  • the Lewis acid catalyst is scandium trifluoride methanesulfonate (scandium triflate, Sc(CF 3 SO 3 ) 3 ), lanthanum trifluoride methanesulfonate (Lanthanum (III) trifluoromethanesulfonate, La(CF 3 SO 3 ) 3 ), Ytterbium(III) trifluoromethanesulfonate, Yb(CF 3 SO 3 ) 3 ), Zinc trifluoromethanesulfonate, Zn(CF 3 ) SO 3 ) 3 ), and bismuth trifluoride methanesulfonate (Bismuth(III) trifluoromethanesulfonate, Bi(CF 3 SO 3 ) 3 ) It may be any one or two or more selected from the group consisting of.
  • the bioadhesive composition according to the present invention bonds a hydrogel or a living tissue through physical adsorption without a chemical crosslinking reaction. Therefore, additives such as chemical crosslinking agents are unnecessary, and excellent adhesion can be provided only with materials with high biocompatibility.
  • bioadhesive composition according to the present invention can be used in a spray form due to its low viscosity, and it is safe because it is biodegradable and disappears after use while exhibiting hemostatic properties, thereby preventing foreign body reaction.
  • bioadhesive composition according to the present invention provides adhesion by physical adsorption in a hydrogel or biological tissue having a high water content, there is no risk of deterioration due to air or heat, and thus long-term use and storage are easy.
  • the guanidinium ion of the bioadhesive composition according to the present invention maintains its shape even with a change in pH, maintains excellent adhesion, and can be utilized in a living environment having various pHs.
  • Example 1 shows an SEM image of chitosan nanofibers modified with guanidinium ions according to Example 1 of the present invention.
  • Figure 2 shows a photograph of bonding the gelatin hydrogel and the experimental pig skin using the bioadhesive composition according to Example 1 of the present invention.
  • Example 3 is a photograph showing the results of testing the dispersion stability according to the pH change of the bioadhesive composition according to Example 1 and Comparative Example 2 of the present invention.
  • Example 4 is a graph showing the results of evaluating the hemostatic performance using a rotary rheometer for Example 1 and Comparative Examples 1, 2 and 4 of the present invention.
  • Example 5 is a graph showing the results of a concentration titration experiment for measuring the concentration of functional groups in Example 1 and Comparative Example 2 of the present invention.
  • Example 6 shows carbon-nuclear magnetic resonance (C-NMR) spectral results of Example 1 and Comparative Example 2 of the present invention.
  • bioadhesive composition according to the present invention will be described in detail.
  • solvent in the present specification is a term that includes the function of a dispersion medium for uniformly dispersing chitin or chitosan nanofibers, and is generally not limited to the meaning of a solvent that dissolves a solute to form a solution in which particles are completely dissolved. does not
  • bonding in the present specification means bonding by a method other than 'chemical bonding through chemical reaction', for example, not only physical adhesion such as adsorption and cohesion, but also hydrogen
  • An electrical interaction such as bonding or van der Waals bonding is a concept that includes non-chemical bonding that occurs either alone or in conjunction with the physical bonding.
  • Chitin or chitosan is a natural polymer with N-acetylglucosamine and glucosamine as repeating units, respectively. In general, it is difficult to accurately distinguish between chitin and chitosan because N-acetylglucosamine and glucosamine exist in a mixed state in nature. In general, the case where N-acetylglucosamine is higher than that of glucosamine is called chitin, and the opposite is called chitosan. The deacetylation process can convert chitin to chitosan. These substances are biodegradable in the human body and have basic hemostatic properties.
  • the present invention is a bioadhesive composition using chitin or chitosan, which is a natural polymer, in which chitin or chitosan is made into nanofibers, and the surface is chemically modified to enhance adhesion and hemostasis.
  • the present invention provides a bioadhesive composition
  • a bioadhesive composition comprising chitin or chitosan nanofibers modified with a substituent containing a guanidinium ion, and a solvent.
  • the substituent including the guanidinium ion may be represented by the following formula (1).
  • R may be a direct bond, a linear or branched aliphatic group having 1 to 10 carbon atoms, or a cyclic aliphatic group or an aromatic group having 3 to 10 carbon atoms, preferably a direct bond, or a straight chain or branched aliphatic group having 3 to 10 carbon atoms. It may be a chain or branched aliphatic group, more preferably a direct bond, or a linear or branched aliphatic group having 1 to 5 carbon atoms.
  • the guanidinium ion is in the form of a cation, forms an ionic bond with an anion on the surface of a hydrogel or a biological tissue, and forms a hydrogen bond with a hydroxy group or an amine group included in the biological tissue or hydrogel, thereby providing excellent physical adhesion.
  • guanidinium ions into the chitin or chitosan nanofibers, the intracellular permeability of the nanofibers is improved and biocompatibility is further increased.
  • the substituent containing the guanidinium ion may be included in an amount of 0.2 to 2 mmol/g based on the dry weight of chitin or chitosan nanofibers, preferably 0.4 to 1.2 mmol/g, more preferably 0.5 to 1 mmol/g. Since what is included in g is excessively included, there is no interfering action due to the generation of repulsive force between cations, and thus excellent adhesion can be exhibited. Since the concentration of guanidinium increases in proportion to the reaction time between the Lewis acid catalyst and cyanamide, the concentration can be adjusted by controlling the reaction time.
  • chitin or chitosan nanofibers may have a concentration gradient of guanidinium ions formed between the inside and the surface. This may mean that the surface of the chitin or chitosan nanofiber is modified, and guanidinium ions are introduced into the surface of the nanofiber.
  • the diameter of the nanofiber may be 2 to 500 nm.
  • the diameter is 3 to 50 nm, more preferably 5 to 20 nm.
  • the length may be 100 to 800 nm, preferably 200 to 500 nm.
  • Their average aspect ratio is 10 to 100, preferably 20 to 50, while sufficiently securing a surface area, it exhibits a property that the dispersion is easily made, it is good for improving the adhesion.
  • chitin or chitosan nanofibers may be present in a dispersed form in a solvent.
  • the solvent may be at least one selected from the group consisting of water and a hydrophilic organic solvent, and preferably any one or two or more selected from water, C1 to C4 alcohols, and C1 to C10 organic acids.
  • water when using water with any one or more from the group consisting of methanol, ethanol, ethylene glycol, acetone, acetic acid, succinic acid and citric acid, it is good in that the dispersibility of chitin or chitosan nanofibers can be improved.
  • chitin or chitosan nanofibers may be included in an amount of 0.05 to 30% by weight based on the total weight of the composition including the aqueous dispersion.
  • 0.1 to 20% by weight, more preferably 1 to 15% by weight, and most preferably 2 to 10% by weight can represent excellent adhesion.
  • the pH of the dispersion in which chitin or chitosan nanofibers are dispersed in a solvent may exhibit excellent adhesion at 4 to 10, and more preferably, when the pH is 5 to 8, the bioadhesion is excellent.
  • the solvent may be a mixture of water and an organic acid of C1 to C10.
  • the amount of water is preferably 10 to 50% by weight based on the total composition, but considering the acidity of the organic acid, the weight is not limited.
  • the water resistance of the bioadhesive composition may satisfy the following [Formula 1].
  • the water resistance can be evaluated by the change in the measured adhesive force according to the following method. Two specimens cut to a predetermined size are overlapped with the prepared adhesive substrate, and an adhesive containing the bioadhesive composition according to the present invention is applied therebetween. Using a tensile strength tester, pull the two bonded specimens and measure the adhesive force. Then, after storing the bonded specimen by immersing it in distilled water for 3 days, the adhesive force is measured by pulling the two bonded specimens again using a tensile strength tester. In this case, the water resistance can be evaluated as a value calculated by substituting the adhesive force before and after heating into Equation 1 above. The method for measuring the adhesive force will be described below in more detail in the adhesive force evaluation test performed in the experimental examples of the present invention.
  • the water resistance measured according to Equation 1 is preferably 0.70 or more, preferably 0.82 or more, and more preferably 0.90 or more.
  • the light resistance of the bioadhesive composition may satisfy the following [Formula 2].
  • the light fastness can be evaluated by a change in the measured adhesive force according to the following method. Two specimens cut to a predetermined size are overlapped with the prepared adhesive substrate, and an adhesive containing the bioadhesive composition according to the present invention is applied therebetween. Using a tensile strength tester, pull the two bonded specimens and measure the adhesive force. And after irradiating UV for 1 hour at a wavelength of 385 nm using a UV curing machine, the adhesive force is measured by pulling the two bonded specimens again using a tensile strength tester. In this case, the light resistance can be evaluated as a value calculated by substituting the adhesive force before and after UV curing into Equation 2 above.
  • the bioadhesive composition according to the present invention when UV light is irradiated according to the conditions of [Equation 2], there is little change in adhesive strength.
  • the light resistance according to the conditions of [Equation 2] may be 0.90 or more, preferably 0.97 or more, and more preferably 0.98 or more.
  • the present invention is a composition to which a chemical crosslinking agent is not added, and chemical reaction does not easily occur even when exposed to UV, so that there is little change in adhesive strength, and excellent adhesive strength can be maintained.
  • the heat resistance of the bioadhesive composition may satisfy the following [Formula 3].
  • the heat resistance may be evaluated by a change in the measured adhesive force according to the following method. Two specimens cut to a predetermined size are overlapped with the prepared adhesive substrate, and an adhesive containing the bioadhesive composition according to the present invention is applied therebetween. Using a tensile strength tester, pull the two bonded specimens and measure the adhesive force. Then, after heating the bonded specimen at 90° C. for 3 hours, the two bonded specimens are pulled again using a tensile strength tester to measure the adhesive force. In this case, heat resistance can be evaluated as a value calculated by substituting the adhesive force before and after heating into Equation 1 above.
  • the present invention is a bioadhesive composition that exhibits adhesion by using physical adsorption, and there is almost no chemical change even in high-temperature heat treatment, so the change in adhesion is insignificant.
  • the heat resistance result according to [Equation 3] may be 0.90 or more, preferably 0.97 or more, and more preferably 0.98 or more. As it has high heat resistance, it is possible to maintain excellent adhesion without being deteriorated by heat, not only when used for bioadhesion, but also during storage.
  • the oxidation resistance of the bioadhesive composition may satisfy the following [Formula 4].
  • the oxidation resistance can be evaluated by a change in the measured adhesive force according to the following method. Two specimens cut to a predetermined size are overlapped with the prepared adhesive substrate, and an adhesive containing sodium periodate (NaIO 4 ; Sodium periodate) is applied to the bioadhesive composition according to the present invention between them. Using a tensile strength tester, pull the two bonded specimens and measure the adhesive force. And after 3 hours of the bonded specimen, pull the two bonded specimens again using a tensile strength tester to measure the adhesive force. In this case, oxidation resistance can be evaluated as a value calculated by substituting the adhesive force before and after the oxidation reaction into Equation 4 above.
  • NaIO 4 sodium periodate
  • the oxidation resistance calculated according to [Equation 4] may represent 0.90 or more. Preferably, it is 0.93 or more, more preferably 0.95 or more, and almost no change in adhesive strength due to chemical reaction even by oxidizing agent treatment appears, so it can be confirmed that the bioadhesive composition according to the present invention is due to physical adsorption.
  • the loss tangent when the rotational rheological properties of the bioadhesive composition are measured, the loss tangent may be 5 or more. After heating at 90 °C for 3 hours or more, the rheological properties were measured at a frequency of 10 rad/s and a strain of 0.5%, which means the loss tangent at 25 °C. In this case, the loss tangent may be calculated as storage modulus (G′)/loss modulus (G′′).
  • the loss tangent value of the bioadhesive composition according to the present invention is 5 or more, and has liquid properties, and the loss tangent value hardly changes even after heating. Due to this, it is not gelled even after heating, so that it can maintain a liquid state, and can be used in the form of spraying as a low viscosity.
  • the present invention comprises the steps of dispersing chitin or chitosan in a solvent to prepare a dispersion; treating the dispersion with an acid or a base; generating chitin or chitosan nanofibers by ultrasonically treating the acid or base-treated dispersion; and treating the nanofiber with a Lewis acid catalyst and cyanamide to ionize the amino group to guanidinium; provides a method for producing a bioadhesive composition comprising a.
  • the Lewis acid catalyst is a scandium trifluoride methanesulfonate (scandium triflate, Sc(CF 3 SO 3 ) 3 ), lanthanum trifluoride methanesulfonate (Lanthanum (III) trifluoromethanesulfonate, La (CF 3 SO 3 ) 3 ) , Ytterbium(III) trifluoromethanesulfonate, Yb(CF 3 SO 3 ) 3 ), Zinc trifluoromethanesulfonate, Zn(CF 3 SO 3 ) 3 ), and Bismuth Hem.
  • Fluorinated methanesulfonate (Bismuth(III) trifluoromethanesulfonate, Bi(CF 3 SO 3 ) 3 ) It may be any one or two or more selected from the group consisting of.
  • Chitin or chitosan is a natural polymer and has an aggregated nanofiber form, so that the aggregated surface can have a uniformly dispersed nanofiber form through a top-down method such as chitin or chitosan nanofiber can be manufactured.
  • a top-down method such as chitin or chitosan nanofiber can be manufactured.
  • the present invention is not necessarily limited thereto, and a bottom-up method of manufacturing known in the art through electrospinning and ultrasonication is also available.
  • bioadhesive composition according to the present invention and a manufacturing method thereof will be described in more detail through Examples.
  • the following examples are only a reference for describing the present invention in detail, and the present invention is not limited thereto, and may be implemented in various forms.
  • Example 1 Preparation of a bioadhesive composition comprising chitosan nanofibers (T-chW) modified with a substituent containing a guanidinium ion
  • chitosan nanofibers were prepared by deacetylation of chitin.
  • bioadhesive composition including chitosan nanofibers introduced with guanidium ions on the surface
  • a dispersion was prepared by dispersing 0.4 g of the prepared chitosan nanofibers in 20 ml of a 2 wt% aqueous solution of acetic acid. 0.159 g (3.782 mmol) of cyanamide and 0.093 g (0.189 mmol) of methanesulfonate scandium trifluoride were added to the prepared dispersion, which was heated at 100° C. for 48 hours and dried. Then, it was washed with distilled water and acetone. The aqueous dispersion of chitosan nanofibers itself or its freeze-dried form was maintained at 4 °C.
  • a bioadhesive composition was prepared by dispersing this in an acetic acid or sodium hydroxide aqueous solution having a pH of 4 to 10 in an amount of 1, 2, or 3% by weight.
  • Guanidinium functional groups can be seen from the spectral results of the successful introduction of the results in Fig. 6 C-NMR and FT-IR of Figure 7, in particular CN bond is introduced through the peak at 1647 cm -1 in Figure 7 it can be checked that
  • TEMPO 2,2,6,6-tetramethyl-1-piperidine-oxy radical
  • DIW deionized water
  • 5 g of ⁇ -chitin powder was dispersed in 500 ml of TEMPO aqueous solution, and 37 g of NaClO solution was slowly added to the chitin-containing dispersion.
  • the pH of the chitin-containing dispersion was slowly decreased, and a 0.5 M aqueous NaOH solution was slowly added to maintain the pH at 10.
  • 10 ml of ethanol (EtOH) was added to terminate the reaction.
  • the dispersion was centrifuged at 10,000 rpm for 10 minutes, the supernatant was removed, and the precipitate was redispersed in 500 ml of DIW. This dilution process was repeated 3 times. The dispersion was then dialyzed with DIW until a pH of 7 was reached. The concentration of the dispersion was adjusted to 1% by weight by adding DIW. The purified dispersion was sonicated with a probe ultrasonic processor for 10 minutes (750W, amplitude 50%, 10 sec pulse and 5 sec pulse off) to prepare carboxylic acid-introduced chitin nanofibers.
  • the aqueous dispersion of the prepared chitin carboxylic acid nanowhisker itself or its freeze-dried form was maintained at 4°C. This was dispersed in a dilute aqueous acetic acid solution of pH 4 so as to be 1,2,3% by weight to prepare a bioadhesive composition.
  • the chitosan nanofiber suspension prepared according to Example 1-1 or its freeze-dried form is maintained at 4 ° C., and dispersed to 1, 2, 3 wt% in pH 4-10 acetic acid or sodium hydroxide aqueous solution.
  • An adhesive composition was prepared.
  • a bioadhesive composition was prepared by dispersing silica nanoparticles (CAS Number 7631-86-9, Sigma-Aldrich) in a dilute aqueous acetic acid solution of pH 4 to 1, 2, 3 wt%.
  • CNC Cellulose nanocrystals
  • a bioadhesive composition was prepared by dispersing fibrin glue (Green Cross) in a dilute aqueous acetic acid solution having a pH of 4 to 1% by weight.
  • the material made by binding dopamine to chitosan using EDC/NHS reagent was freeze-dried and then dissolved again in water to obtain an aqueous solution.
  • EDC/NHS reagent Thermoscientific
  • a curing agent such as NaIO 4 (sodium periodate)
  • a chemical reaction is induced to show adhesion.
  • the gelatin hydrogel was cut into rectangular pieces with dimensions of 50 mm ⁇ 10 mm ⁇ 2 mm.
  • the adhesive strength of chitosan nanofibers prepared by containing guanidinium in various concentrations was evaluated.
  • the concentration of the guanidinium functional group further increases or decreases the reaction time with cyanamide using a scandium trifluoride methanesulfonate catalyst to further increase or decrease the chitin or Chitosan nanofiber adhesive was prepared.
  • the guanidinium functional group was contained at 0.2 to 2 mmol/g, the adhesion was much better than at lower or higher concentrations of 0.05 mmol/g, 0.1 mmol/g, and 2.2 mmol/g, and the guanidinium functional group concentration In the case of containing 0.4 to 1 mmol/g, excellent adhesion was exhibited.
  • An aqueous adhesive solution according to Example 1 and Comparative Examples 1 to 6 was prepared.
  • 23 wt% of gelatin hydrogel and experimental pig skin were cut to have a length (l) of 50 mm, a width (w) of 10 mm, and a thickness (h) of 2 mm. 30 ⁇ l of adhesive was applied in between.
  • the bonded hydrogel and experimental pig skin were soaked in distilled water for 3 days and stored, and after 3 days had elapsed, they were taken out and the two bonded specimens were pulled using a tensile strength tester to measure the adhesive force again.
  • the concentrations of the aqueous adhesive solution used for the gelatin hydrogel and the experimental pig skin are as shown in Tables 2 and 3 below.
  • Comparative Example 1 the light resistance was evaluated to be 0.97, so the degree of decrease in adhesive ability due to UV curing was not large, but the adhesive strength was lower than that of Example 1 even before UV curing, and compared to Example 1 in which there was no change in adhesive strength after curing. this decreased. In the case of Comparative Examples 5 and 6, which exhibited adhesion by a chemical reaction, it was confirmed that the adhesion was completely lost or reduced to half or less after UV curing.
  • Comparative Example 1 In the case of Example 1 according to the present invention, even after exposure to the air for one week, the adhesive force did not decrease at all, in the case of Comparative Example 1, the adhesive force was slightly decreased, and Comparative Examples 5 and 6 had a sharp decrease in the adhesive force. Comparative Examples 5 and 6 are adhesives exhibiting adhesive ability by a chemical crosslinking reaction. From the results of Table 4, it is expected that when exposed to the air for a long period of time, it is chemically altered and the adhesive ability is significantly reduced.
  • the heat resistance is a value calculated according to Equation 3 below.
  • Example 1 there was no change in adhesive strength even after heating. Comparative Example 1 also did not show a significant change in adhesive strength after heating, but the adhesive strength was somewhat lower than in Example 1, and in Comparative Examples 5 and 6, which exhibit adhesive ability by chemical crosslinking reaction, it was confirmed that the adhesive strength was completely lost.
  • Sodium periodate NaIO 4 ; Sodium periodate
  • an oxidizing agent in the air was added to 1% by weight of the adhesive aqueous solution composition, and after 3 hours, the adhesive strength was evaluated in the same manner as in 1-2, and the results are shown in Table 7 below.
  • the oxidation resistance is a value calculated according to Equation 4 below.
  • Example 1 there was no change in adhesive strength even after 3 hours had elapsed after the oxidizing agent was added.
  • Comparative Example 1 although the change in adhesive strength was insignificant, it was confirmed that the adhesive strength was lower than that of Example 1, and in Comparative Examples 5 and 6, the adhesive strength was lost or sharply decreased as it was oxidized by a chemical reaction.
  • Example 1 showed the best adhesion performance at all pHs tested. On the other hand, it was confirmed that Comparative Examples 1 and 2 exhibited excellent adhesion only in relatively acidic conditions of pH 7.0 or less. In addition, the presence or absence of precipitation according to the pH of Comparative Examples 2 and 1 is shown in FIG. 3 . Comparative Example 2 shows that amine cations are chitosan nanofibers on the surface, which are well dispersed in acid with a pH of 4, but precipitate as the pH increases, indicating that the adhesive performance may change rapidly depending on the pH conditions. This appears to be because the amine exists in the cationic form only under acidic conditions.
  • Example 1 in which guanidinium ions were introduced on the surface exhibited high dispersion stability at pH 4 to 8 and no precipitation occurred.
  • the bioadhesive composition according to the present invention including a substituent including a guanidinium ion, always exhibited a cation regardless of the pH, and thus had a stable adhesive ability without a change in the adhesive properties according to the pH.
  • Hemostatic evaluation was performed using a rotary rheometer (MCR 501, Physica). After preparing bovine blood from which fibrin glue was removed, 1 ml of blood was aliquoted, and the dry matter of Example 1, Comparative Example 1, Comparative Example 2, and Comparative Example 4 was added to 1% by weight. The blood containing the hemostatic material was inserted between two 25 mm parallel plates, and the rheological properties were measured with a gap of 1 mm. The storage modulus (G', solid figure) and loss modulus (G", hollow figure) values were measured over time at an angular frequency of 10 rad / s, a strain rate of 0.5% and 25 °C, and the result was is shown in FIG. 4 .
  • Example 1 At which the storage elastic modulus rapidly increases means the point at which blood is coagulated. Since the shorter the time taken for blood coagulation, the higher the hemostatic ability of the hemostatic material, so Example 1 at which the G' (storage modulus) rapidly increased rapidly shows the best hemostatic ability, Example 1 > Comparative Example 1 > Comparative Example 2 > It was confirmed that it appeared high in the order of Comparative Example 4.
  • the loss tangent value was measured in the same manner as in 2-1. In addition, in order to evaluate safety by heating, the loss tangent was measured after heating at 90° C. for 3 hours. Theoretically, the loss tangent value may mean that when it is less than 1, it hardens like a solid, and when it is greater than 1, it has liquid-like properties.
  • bioadhesive composition comprising chitosan nanofibers modified with a substituent containing guanidinium ions on the surface according to Example 1 exerts adhesive force by physical adsorption, it exhibits a loss tangent value greater than 1 regardless of heating It was. This is a low-viscosity liquid that does not gel even when heated, and it can be confirmed that it can be used in a spray form.
  • the pH of the mixed aqueous solution gradually increases as the amount of the added 0.01 N NaOH aqueous solution increases, indicating two inflection points.
  • the number of moles of NaOH consumed between the two inflection points coincides with the number of moles of amine or guanidinium functional groups modified in chitin or chitosan nanofibers contained in the mixed aqueous solution.
  • Figure 6 shows the results of measuring the solid-state carbon nuclear magnetic resonance spectrum of the chitosan nanofibers modified with the guanidinium functional group according to Example 1 and the chitosan nanofibers according to Comparative Example 2. This result proves that the guanidinium functional group was successfully introduced in Example 1 as compared with Comparative Example 2.

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Abstract

본 발명은 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기로 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유, 및 용매를 포함하는 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법에 관한 것으로서, 저점도의 분무 가능한 액체적 특성을 가지면서 UV, 열 및 산소에 노출되어도 우수한 접착능을 제공하며, 지혈 특성을 가지는 하이드로젤 또는 생체 조직에의 사용을 위한 접착제로 활용될 수 있다.

Description

구아니디늄 이온으로 개질된 키토산 나노섬유 기반의 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법
본 발명은 키틴 또는 키토산 나노섬유를 기반으로 한 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법에 관한 것으로, 보다 상세하게는 상기 키틴 또는 키토산을 구아니디늄 이온으로 개질하여 접착력을 향상시킨 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법에 관한 것이다.
생체용 접착제는 수술시 조직을 봉합 또는 도포하거나, 지혈, 체액과 혈액 차단제 등으로 사용되는 것으로서, 생물의 세포막, 세포벽, 지질, 단백질, DNA, 성장인자, 세포, 조직 등과 같은 다양한 생물시료에 부착 특성을 가지는 물질을 말한다. 생체용 접착제는 생물시료의 조직접착제, 지혈제, 조직공학용 지지체, 약물 전달 담체, 조직충진제, 상처 치료, 또는 장유착 방지 등의 생의학적 분야에서 사용되고 있지만, 생물시료에 한하지 않고, 생체 유래의 고분자 등에도 사용될 수 있다. 특히 최근 하이드로젤을 이용한 피부 부착형 디바이스의 이용이 증대되면서 하이드로젤의 접합을 위한 접착용도의 수요도 증가하고 있다.
이러한 생체용 또는 하이드로젤용 접착제는 피부에 직접 접촉되기 때문에 생체적합성이 요구되며, 통상적으로 생체 내에서 사용되기 때문에 독성과 위해성이 없어야 하고, 생분해성 소재여야 한다. 또한, 무엇보다 중요한 것은 수분에서도 강한 접착력을 나타내고, 오랜 기간 생체 내부에서 그 기능을 유지해야 한다는 것이다. 따라서 온화한 조건에서도 순간적으로 접착이 종결될 수 있도록 생체조직을 강하게 결합시키되, 생체의 자기수복성을 방해하지 않으면서 멸균 가능한 소재를 선정하는 것이 중요하다.
현재 실용화된 생체용 접착제의 소재로는 시아노아크릴레이트계, 피브린, 젤라틴 및 폴리우레탄계 접착제 등이 있다.
합성 고분자를 이용한 것으로 대표적인 것이 폴리우레탄계 접착제이다. 폴리우레탄계 접착제는 연조직용 접착제로서 생체 조직 표면의 물을 흡수하여 조직과의 밀착성을 높여 수 분 이내에 경화된다. 경화된 접착제가 서서히 생분해되는 특징이 있으며, 연조직 함몰 봉합부의 응력 집중이 경감함으로써, 접착제의 경시적 안정성이 증가하는 장점이 있지만, 합성 원료가 되는 방향족 디아이소시아네이트 단량체가 생체 독성을 나타낸다는 것이 큰 한계로 지적되고 있다.
시아노아크릴레이트계 접착제의 경우 짧은 시간에 실온에서 개시제 없이도 수분에 의하여 경화될 수 있고, 외관이 투명하며 접착 강도가 크다는 장점이 있다. 그러나 충격에 약하고 내열성, 내수성이 떨어지는 단점이 있으며 부산물로서 포름알데히드를 생성한다는 점에서 인체에 면역 반응 부작용을 일으킬 수 있다는 문제가 있다.
피브린계 접착제는 조직에 상처가 생기면 절단 주변의 모세혈관으로부터 혈액성분과 함께 피브리노겐이 유출되어 피브린을 형성함으로써 상처 주위를 교착시키는 피브린의 조직 교착 작용을 인공적으로 이용한 것이다. 피브린계 접착제는 접착이 빠르고 열이나 압력이 불필요하며, 접착부위의 수분에 영향을 받지 않는 물리적 장점과 조직접합성이 우수하며, 적절한 흡수성을 지니는 등의 생물학적 장점이 있지만, 그 접착 능력이 매우 낮은 수준이기 때문에 사용에 한계가 있다.
젤라틴 접착제는 생체 유래의 접착제로서 생체적합성은 뛰어나지만, 가교제로 함께 사용되는 포르말린이나 글루타알데하이드는 생체 내의 단백질과도 가교 반응을 일으켜, 조직 독성을 일으키는 문제가 있다.
이처럼 상기 전통적인 생체용 접착제는 생체에 독성을 나타내거나 접착 강도가 낮다는 한계점을 가지고 있어, 접착 강도를 높이기 위해 생체 적합성이 뛰어난 소재에 가교제를 첨가하여 화학 반응을 동반하는 형태의 접착제에 대한 연구가 시도되어 왔다.
하지만, 화학적 가교반응은 접착시 일어나는 것뿐만 아니라, 보관 및 운송 중에도 일어날 수 있다. 화학 반응에 의해 작용하기 때문에 가열 또는 UV 조사시 기능을 잃게 될 수 있고, 많은 경우 대기 중에 노출되는 것만으로 기능이 약화될 수 있다. 이 경우 접착력이 점차 떨어지게 되므로 가교제를 사용한 화학적 접착제의 경우 공기 차단 용기에 담겨지거나, 보관 온도에 특별한 주의를 기울여야 하는 불편함이 존재한다.
이러한 문제를 극복하기 위하여 보관이 용이하면서도 수분이 많은 환경에서 강력한 접착력을 발휘하는 실리카 나노입자를 이용한 수중 접착제의 개발도 시도되고 있지만, 실리카 나노입자를 이용한 수중 접착제의 경우 접착력이 우수하더라도 실리카 입자는 생체 내에서 생분해되지 않기 때문에 생체용 접착제로 사용하기에는 적합하지 않은 문제가 여전히 남아 있다.
따라서 뛰어난 생체 적합성을 가지면서 화학적 가교반응에 의하지 않더라도 접착 성능이 우수한 생체용 접착제의 개발이 시급히 요구되는 실정이다.
[선행기술문헌]
Severine et al., Nature, Dec 11, 2013, Vol.505, p.382-385,'Nanoparticle solutions as adhesives for gels and biological tissues'
본 발명자들은 상기 문제를 해결하고자, 인체에 무해하고, 생분해되는 천연 고분자인 키틴 및 키토산을 이용하여 구아니디늄 이온으로 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유가 분산된 저점도의 수용액을 제조하였으며, 이와 같이 제조된 수용액이 생체용 접착제로서 우수한 효과를 나타낸다는 것을 확인하여 본 발명을 완성하였다.
본 발명은 생체조직 및 하이드로젤용 접착제로 사용될 수 있는, 기능화된 키틴 또는 키토산 나노섬유를 포함하는 조성물을 제공하는 것을 목적으로 한다.
또한, 본 발명은 생분해되면서도 점도가 낮고 화학적으로 안정하여, 도포성, 지혈능 및 접착력에서 개선된 효과를 가지는 생체접착용 조성물을 제조하는 방법을 제공하는 것을 목적으로 한다.
상기 목적을 달성하기 위하여 본 발명은 구아니디늄(guanidinium) 이온으로 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유, 및 용매를 포함하는 생체접착용 조성물을 제공한다.
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 상기 나노섬유의 직경은 2 내지 500 nm일 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 구아니디늄 이온은 키틴 또는 키토산 건조 중량 기준으로 0.2 내지 2 mmol/g 포함된 것일 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 내수성은 하기 [식 1]을 만족하는 것일 수 있다.
[식 1]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000001
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 내광성은 하기 [식 2]를 만족하는 것일 수 있다.
[식 2]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000002
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 내열성은 하기 [식 3]을 만족하는 것일 수 있다.
[식 3]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000003
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 내산화성은 하기 [식 4]을 만족하는 것일 수 있다.
[식 4]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000004
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 나노섬유는 용매에 분산된 형태로 존재하는 것일 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유는 전체 조성물 기준으로 0.05 내지 30 중량%로 포함되는 것일 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 용매는 물, C1 내지 C4인 알코올 및 C1 내지 C10인 유기산에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상이며, 상기 조성물의 pH는 4 내지 10 미만일 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 따른 생체접착용 조성물에 있어서, 손실 탄젠트는 90 ℃에서 3시간 이상 가열 후, 10 rad/s frequency 및 0.5%의 변형률 조건에서 회전식 유변물성을 측정한 것으로 25 ℃에서 5 이상일 수 있다.
또한, 본 발명은 키틴 또는 키토산을 용매에 분산시켜 분산액을 제조하는 단계; 상기 분산액에 산 또는 염기 처리하는 단계; 상기 산 또는 염기 처리한 분산액을 초음파 처리하여 키틴 또는 키토산 나노섬유를 생성하는 단계; 및 상기 나노섬유에 루이스산 촉매 및 시안아마이드를 처리하여 아미노기(amino group)를 구아니디늄(guanidinium) 이온화 하는 단계;를 포함하는, 생체접착용 조성물을 제조하는 방법을 제공한다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 상기 루이스산 촉매는 스칸듐 삼플루오르화메탄설포네이트(scandium triflate, Sc(CF 3SO 3) 3), 란타넘 삼플루오르화메탄설포네이트(Lanthanum(III) trifluoromethanesulfonate, La(CF 3SO 3) 3), 이터븀 삼플루오르화메탄설포네이트(Ytterbium(III) trifluoromethanesulfonate, Yb(CF 3SO 3) 3), 아연 삼플루오르화메탄설포네이트(Zinc trifluoromethanesulfonate, Zn(CF 3SO 3) 3), 및 비스무트 삼플루오르화메탄설포네이트(Bismuth(III) trifluoromethanesulfonate, Bi(CF 3SO 3) 3)로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상일 수 있다.
본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 화학적 가교반응 없이, 물리적 흡착을 통해 하이드로젤 또는 생체 조직을 접합한다. 따라서 화학적 가교제와 같은 첨가제가 불필요하며, 생체적합성이 높은 소재만으로 우수한 접착력을 제공할 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 점도가 낮아 분사형태로 사용하는 것이 가능하며, 지혈 특성을 나타내면서 사용 후 생분해되어 없어지므로 이물 반응을 방지할 수 있어 안전하다.
본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 수분 함량이 많은 하이드로젤 또는 생체 조직에서 물리적 흡착에 의하여 접착력을 제공하므로, 공기나 열에 따른 변질 우려가 없어 장기간 사용 및 보관이 용이하다.
본 발명에 따른 생체접착용 조성물의 구아니디늄 이온은 pH 변화에도 형태를 유지하는 특성상, 우수한 접착력이 유지되며, 다양한 pH를 가지는 생체 환경에서의 활용이 가능하다.
도 1은 본 발명의 실시예 1에 따라 구아니디늄 이온으로 개질된 키토산 나노섬유의 SEM 이미지를 나타낸 것이다.
도 2는 본 발명의 실시예 1에 따른 생체접착용 조성물을 사용하여 젤라틴 하이드로젤 및 실험용 돼지 피부를 접합시킨 사진을 나타낸 것이다.
도 3은 본 발명의 실시예 1 및 비교예 2에 따른 생체접착용 조성물의 pH 변화에 따라 분산 안정성을 시험한 결과를 나타낸 사진이다.
도 4는 본 발명의 실시예 1 및 비교예 1, 2 및 4을 대상으로 회전식 레오미터를 이용하여 지혈능을 평가한 결과를 나타낸 그래프이다.
도 5는 본 발명의 실시예 1 및 비교예 2의 작용기 농도를 측정하기 위한 농도 적정 실험결과를 나타낸 그래프이다.
도 6은 본 발명의 실시예 1 및 비교예 2의 탄소-핵자기 공명(C-NMR) 스펙트럼 결과를 나타낸 것이다.
도 7은 본 발명의 실시예 1 및 비교예 2의 퓨리에전환-적외선 스펙트럼(FT-IR) 결과를 나타낸 것이다.
이하 본 발명에 따른 생체접착용 조성물에 대하여 구체적으로 설명한다.
본 명세서에서 사용되는 용어는 따로 정의하지 않는 경우 해당 분야에서 통상의 지식을 가진 자가 일반적으로 이해하는 내용으로 해석되어야 할 것이다. 본 명세서의 도면 및 실시예는 통상의 지식을 가진 자가 본 발명을 쉽게 이해하고 실시하기 위한 것으로 도면 및 실시예에서 발명의 요지를 흐릴 수 있는 내용은 생략될 수 있으며, 본 발명이 도면 및 실시예로 한정되는 것은 아니다.
또한 달리 정의되지 않는 한, 모든 기술적 용어 및 과학적 용어는 본 발명이 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자 중 하나에 의해 일반적으로 이해되는 의미와 동일한 의미를 가진다. 본 발명의 설명에 사용되는 용어는 단지 특정 실시예를 효과적으로 기술하기 위함이고 본 발명을 제한하는 것으로 의도되지 않는다.
이하에서 어느 하나의 구성요소가 다른 구성요소를 “포함"한다고 할 때, 이는 특별히 반대되는 기재가 없는 한 당해 구성요소만으로 이루어지는 것으로 한정되어 해석되지 아니하며, 다른 구성요소들을 더 포함할 수 있는 것으로 이해되어야 한다.
이하 본 명세서에서 "용매"는 키틴 또는 키토산 나노섬유를 균일하게 분산시키는 분산매의 기능을 하는 것을 포함하는 용어로서, 일반적으로 용질을 용해시켜 입자가 완전히 녹아있는 용액을 형성하는 용매의 의미에 국한되지 않는다.
이하 본 명세서에서 "물리적"으로 접착된다는 것은 '화학반응을 통한 화학결합'이외의 방식에 의해 결합되어 있다는 의미이며, 예를 들어 흡착(adsorption), 응집(coheison)과 같은 물리적 접착뿐만 아니라, 수소 결합 또는 반데르발스 결합과 같은 전기적 상호작용이 단독으로 또는 상기 물리적 접착과 함께 작용하여 발생되는 비화학적 접착을 포함하는 개념이다.
키틴 또는 키토산은 각각 N-아세틸글루코사민과 글루코사민을 반복 단위로하는 천연 고분자이다. 일반적으로 자연계에서 N-아세틸글루코사민과 글루코사민이 섞여 있는 상태로 존재하기 때문에 실제로 키틴과 키토산의 정확하게 구분 짓는 것은 어렵다. 통상적으로 N-아세틸글루코사민이 글루코사민보다 많은 경우를 키틴이라고하며 그 반대를 키토산이라 한다. 탈아세틸화 공정을 통해 키틴을 키토산으로 만들 수 있다. 이들은 인체 내에서 생분해되며 지혈능을 기본적으로 갖추고 있는 물질이다.
본 발명은 천연 고분자인 키틴 또는 키토산을 이용한 생체접착용 조성물로서, 키틴 또는 키토산을 나노섬유화하고, 그 표면을 화학적으로 개질하여 접착능 및 지혈능을 강화하고자 하였다.
본 발명은 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기로 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유, 및 용매를 포함하는 생체접착용 조성물을 제공한다.
상기 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기는 하기 화학식 1로 표시될 수 있다.
[화학식 1]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000005
상기 화학식 1에서 R은 직접 결합, 탄소수 1 내지 10의 직쇄상 또는 분지상 지방족기, 또는 탄소수 3 내지 10의 환상 지방족기 또는 방향족기일 수 있고, 바람직하게는 직접 결합, 또는 탄소수 1 내지 10의 직쇄상 또는 분지상 지방족기, 보다 바람직하게는 직접 결합, 또는 탄소수 1 내지 5의 직쇄상 또는 분지상 지방족기일 수 있다.
상기 구아니디늄 이온은 양이온 형태로서, 하이드로젤 표면이나 생체 조직의 음이온과 이온 결합을 이루며, 생체 조직 또는 하이드로젤에 포함된 히드록시기 또는 아민기와 수소 결합을 형성함으로써 우수한 물리적 접착력을 제공할 수 있다. 또한 구아니디늄 이온이 키틴 또는 키토산 나노섬유에 도입됨으로써, 나노섬유의 세포 내 투과율을 향상시켜 생체 적합성이 더욱 높아진다.
이때, 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기는 키틴 또는 키토산 나노섬유 건조 중량 기준으로 0.2 내지 2 mmol/g으로 포함될 수 있고, 바람직하게는 0.4 내지 1.2 mmol/g, 보다 바람직하게는 0.5 내지 1 mmol/g으로 포함된 것이 과도하게 포함되어 양이온 간의 척력이 발생함에 따른 방해 작용이 없어 우수한 접착력을 발휘할 수 있다. 상기 구아니디늄의 농도는 루이스산 촉매와 시안아마이드와의 반응 시간에 비례하여 증가되므로 반응 시간을 제어하여 농도 조절이 가능하다.
본 발명에 있어서, 키틴 또는 키토산 나노섬유는 내부 및 표면 사이에 구아니디늄 이온의 농도 구배가 형성된 것일 수 있다. 이는 키틴 또는 키토산 나노섬유의 표면이 개질 처리된 것으로, 구아니디늄 이온이 나노섬유의 표면에 도입된 것을 의미할 수 있다.
이때 나노섬유의 직경은 2 내지 500 nm일 수 있다. 바람직하게는 직경이 3 내지 50 nm, 보다 바람직하게는 5 내지 20 nm인 것이 좋다. 길이는 100 내지 800 nm일 수 있고, 바람직하게는 200 내지 500 nm인 것이 좋다. 이들의 평균 종횡비(aspect ratio)는 10 내지 100인 것, 바람직하게는 20 내지 50인 것이 표면적을 충분히 확보하면서도 분산이 용이하게 이루어지는 특성을 나타내어, 접착력 향상에 좋다.
본 발명에 있어서, 키틴 또는 키토산 나노섬유는 용매에 분산된 형태로 존재할 수 있다. 이때, 용매는 물 및 친수성 유기 용매로 구성되는 군에서 선택되는 적어도 하나일 수 있고, 바람직하게는 물, C1 내지 C4인 알코올 및 C1 내지 C10인 유기산에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상일 수 있다. 구체적으로 메탄올, 에탄올, 에틸렌 글리콜, 아세톤, 아세트산, 숙신산 및 시트르산으로 이루어지는 군에서 어느 하나 이상과 물을 병용하는 경우 키틴 또는 키토산 나노섬유의 분산성을 향상시킬 수 있는 점에서 좋다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 키틴 또는 키토산 나노섬유는 수분산액을 포함한 전체 조성물 중량 기준으로 0.05 내지 30 중량%로 포함될 수 있다. 바람직하게는 0.1 내지 20 중량%, 보다 바람직하게는 1 내지 15 중량%, 가장 바람직하게는 2 내지 10 중량%로 포함되는 것이 우수한 접착력을 나타낼 수 있다.
키틴 또는 키토산 나노섬유가 용매에 분산된 분산액의 pH는 4 내지 10에서 우수한 접착력을 나타낼 수 있으며, 보다 좋게는 pH가 5 내지 8인 경우 생체접착력이 뛰어나다. 이러한 점에서 상기 용매는 물과 C1 내지 C10인 유기산을 혼합한 것이 좋을 수 있다. 물과 유기산 혼합시 물은 전체 조성물 기준으로 10 내지 50 중량%인 것이 좋으나, 유기산의 산도를 고려하면 상기 중량에 제한받지 않는다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 생체접착용 조성물의 내수성은 하기 [식 1]을 만족하는 것일 수 있다.
[식 1]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000006
상기 내수성은 다음과 같은 방식에 따라 측정된 접착력의 변화로 평가될 수 있다. 준비된 접착 기질을 일정 크기로 자른 시편(specimen)두 개를 겹쳐, 그 사이에 본 발명에 따른 생체접착용 조성물을 포함한 접착제를 바른다. 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 그리고 접합된 시편을 증류수에 3일 동안 담가 보관한 후, 다시 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 이때, 내수성은 가열 전후의 접착력을 상기 식 1에 대입하여 계산된 값으로 평가할 수 있다. 접착력 측정 방법에 대하여 보다 상세하게는 이하 본 발명의 실험예에서 수행된 접착력 평가 시험에서 후술된다.
생체 조직은 수분을 다량 함유하므로 침수 후의 접착력이 침수 전의 접착력과 비교하여 현저히 감소하는 경우 생체 접착 용도로 사용하기에 적합하지 않을 수 있다. 이러한 점에서 상기 식 1에 따라 측정된 내수성은 0.70 이상인 것이 좋고, 바람직하게는 0.82 이상, 보다 바람직하게는 0.90 이상인 것이 좋다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 생체접착용 조성물의 내광성은 하기 [식 2]를 만족하는 것일 수 있다.
[식 2]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000007
상기 내광성은 다음과 같은 방식에 따라 측정된 접착력의 변화로 평가될 수 있다. 준비된 접착 기질을 일정 크기로 자른 시편(specimen)두 개를 겹쳐, 그 사이에 본 발명에 따른 생체접착용 조성물을 포함한 접착제를 바른다. 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 그리고 UV 경화기를 이용하여 385 nm 파장에서 1시간 동안 UV를 조사한 후, 다시 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 이때, 내광성은 UV 경화 전후의 접착력을 상기 식 2에 대입하여 계산된 값으로 평가할 수 있다.
다만, 접합된 두 시편을 접착력의 변화를 평가하였다.
본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 UV광을 상기 [식 2]의 조건에 따라 조사한 경우 접착력의 변화는 거의 나타나지 않는다. 상기 [식 2]의 조건에 따른 내광성은 0.90 이상, 바람직하게는 0.97 이상, 보다 바람직하게는 0.98이상일 수 있다. 본 발명은 화학적 가교제가 첨가되지 않은 조성물로서, UV에 노출되더라도 화학반응이 쉽게 일어나지 않아 접착력의 변화가 거의 없으며, 우수한 접착력을 유지할 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 생체접착용 조성물의 내열성은 하기 [식 3]을 만족하는 것일 수 있다.
[식 3]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000008
상기 내열성은 다음과 같은 방식에 따라 측정된 접착력의 변화로 평가될 수 있다. 준비된 접착 기질을 일정 크기로 자른 시편(specimen)두 개를 겹쳐, 그 사이에 본 발명에 따른 생체접착용 조성물을 포함한 접착제를 바른다. 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 그리고 접합된 시편을 90 ℃로 3시간 동안 가열한 후, 다시 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 이때, 내열성은 가열 전후의 접착력을 상기 식 1에 대입하여 계산된 값으로 평가할 수 있다.
본 발명은 물리적 흡착을 이용하여 접착능을 발휘하는 생체접착용 조성물로서, 고온의 열처리에서도 화학적 변화가 거의 없어, 접착력의 변화가 미미하다. 상기 [식 3]에 따른 내열성 결과는 0.90 이상을 나타낼 수 있고, 바람직하게는 0.97, 보다 바람직하게는 0.98 이상일 수 있다. 높은 내열성을 가짐에 따라 생체접착을 위한 사용시뿐만 아니라, 보관시에도 열에 의해 변질되지 않고 우수한 접착력을 유지할 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 생체접착용 조성물의 내산화성은 하기 [식 4]를 만족하는 것일 수 있다.
[식 4]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000009
상기 내산화성은 다음과 같은 방식에 따라 측정된 접착력의 변화로 평가될 수 있다. 준비된 접착 기질을 일정 크기로 자른 시편(specimen)두 개를 겹쳐, 그 사이에 본 발명에 따른 생체접착용 조성물에 소듐 페리오데이트(NaIO 4; Sodium periodate)를 포함한 접착제를 바른다. 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 그리고 접합된 시편을 3시간 후, 다시 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 접착력을 측정한다. 이때, 내산화성은 산화반응 전후의 접착력을 상기 식 4에 대입하여 계산된 값으로 평가할 수 있다.
상기 [식 4]에 따라 계산된 내산화성은 0.90 이상을 나타낼 수 있다. 바람직하게는 0.93 이상, 보다 바람직하게는 0.95 이상으로서, 산화제 처리에 의하여도 화학 반응에 따른 접착력의 변화가 거의 나타나지 않아, 본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 물리적 흡착에 의한 것임을 확인할 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 있어서, 생체접착용 조성물의 회전식 유변물성을 측정하였을 때, 손실 탄젠트는 5 이상일 수 있다. 90 ℃에서 3시간 이상 가열 후, 10 rad/s frequency 및 0.5%의 변형률 조건에서 유변물성을 측정한 것으로서, 25 ℃에서의 손실 탄젠트를 의미하는 것이다. 이때, 손실 탄젠트는 저장 탄성률(G′)/손실 탄성률(G″)로 계산될 수 있다.
이론적으로 손실 탄젠트 값은 1보다 작을 때 고체와 같이 경화되고, 1보다 클 때 액체와 같은 특성을 갖는다. 본 발명에 따른 생체접착용 조성물의 손실 탄젠트 값은 5 이상으로서, 액체의 특성을 가지며, 가열 후에도 손실 탄젠트 값의 변화는 거의 나타나지 않는다. 이로 인하여 가열 후에도 젤화되지 않아 액체 상태를 유지할 수 있고, 저점성으로서 분사 형태로 사용될 수 있다.
본 발명은 키틴 또는 키토산을 용매에 분산시켜 분산액을 제조하는 단계; 상기 분산액에 산 또는 염기를 처리하는 단계; 상기 산 또는 염기 처리한 분산액을 초음파 처리하여 키틴 또는 키토산 나노섬유를 생성하는 단계; 및 상기 나노섬유에 루이스산 촉매 및 시안아마이드를 처리하여 아미노기(amino group)를 구아니디늄(guanidinium) 이온화 하는 단계;를 포함하는 생체접착용 조성물 제조방법을 제공한다.
상기 루이스산 촉매는 스칸듐 삼플루오르화메탄설포네이트(scandium triflate, Sc(CF 3SO 3) 3), 란타넘 삼플루오르화메탄설포네이트(Lanthanum(III) trifluoromethanesulfonate, La(CF 3SO 3) 3), 이터븀 삼플루오르화메탄설포네이트(Ytterbium(III) trifluoromethanesulfonate, Yb(CF 3SO 3) 3), 아연 삼플루오르화메탄설포네이트(Zinc trifluoromethanesulfonate, Zn(CF 3SO 3) 3), 및 비스무트 삼플루오르화메탄설포네이트(Bismuth(III) trifluoromethanesulfonate, Bi(CF 3SO 3) 3)로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상일 수 있다.
상기 제조방법에 사용되는 구성 요소의 기술적 사상은 상술한 본 발명의 생체접착용 조성물과 동일한 바, 상세한 설명은 생략한다.
키틴 또는 키토산은 천연 고분자로서 응집된 나노섬유 형태를 가지고 있어, 초음파 처리를 통하여 응집된 표면이 균일하게 분산된 나노섬유 형태를 가질 수 있도록 탑다운(top-down) 방식에 의하여 키틴 또는 키토산 나노섬유를 제조할 수 있다. 그러나, 반드시 이에 제한되는 것은 아니며, 당업계에 공지된 전기방사 및 초음파 처리를 통한 바텀업(Bottom-up) 방식의 제조방법도 이용 가능하다.
이하 실시예를 통해 본 발명에 따른 생체접착용 조성물 및 이의 제조방법에 대하여 더욱 상세히 설명한다. 다만, 하기 실시예는 본 발명을 상세히 설명하기 위한 하나의 참조일 뿐, 본 발명이 이에 한정되는 것은 아니며, 여러 형태로 구현될 수 있다.
실시예 1. 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기로 개질된 키토산 나노섬유(T-chW)를 포함한 생체접착용 조성물 제조
1-1. 표면 디아세틸화(deacetylation) 처리를 통한 키토산 나노섬유 제조
α- 키틴 분말 5 g을 3 M HCl 수용액 150 mL에 침지시키고, 현탁액을 질소 분위기에서 120 ℃에서 3 시간 동안 가열하였다. 현탁액을 10,000 rpm에서 10 분 동안 원심분리한 후, 상층액을 제거하고 침전물을 증류수 150 ㎖에 재분산시켰다. 이러한 희석 과정을 3 회 반복하였다. 이후, 현탁액은 pH가 7에 도달할 때까지 증류수로 투석되었다. 정제된 현탁액을 750W 프로브 초음파 프로세서로 10 분 동안 (750W, 진폭 50 %, 10 초 펄스 및 5 초 펄스 오프) 초음파 처리한 후, 건조 시켰다. 건조물을 10 wt% NaOH 수용액에 넣고 1시간 동안 100 ℃에서 가열하여, 나노섬유 표면에서 디아세틸화 반응을 유도하였다. 이로써 키틴의 디아세틸화에 의한 키토산 나노섬유가 제조되었다.
1-2. 표면에 구아니듐 이온이 도입된 키토산 나노섬유를 포함한 생체접착용 조성물 제조
상기 제조된 키토산 나노섬유 0.4 g을 아세트산 2 wt% 수용액 20 ㎖에 분산시켜 분산액을 제조하였다. 시안아마이드(cyanamide) 0.159 g(3.782 mmol) 및 스칸듐 삼플루오르화메테인슬폰산염 0.093 g(0.189 mmol)을 상기 준비된 분산액에 넣고, 이를 100 ℃에서 48 시간 동안 가열하여, 건조시켰다. 이후 증류수와 아세톤으로 세척하였다. 키토산 나노섬유의 수성 분산액 자체 또는 그 동결 건조된 형태를 4 ℃로 유지하였다. 이를 pH 4 내지 10의 아세트산 또는 수산화나트륨 수용액에 1, 2, 3 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다. 구아니디늄 작용기가 성공적으로 도입된 결과는 도 6의 C-NMR 및 도 7의 FT-IR의 스펙트럼 결과를 통해 알 수 있으며, 특히 도 7의 1647 cm -1에서의 피크를 통해 CN결합이 도입된 것을 확인할 수 있다.
비교예 1. 표면 산화 처리로 카르복시산이 도입된 키틴 나노섬유를 포함하는 생체접착용 조성물 제조
비교예 1-1. 표면 산화 처리로 카르복시산이 도입된 키틴 나노위스커 제조
2,2,6,6-테트라메틸-1-피페리딘-옥시 라디칼(TEMPO) 0.08 g 및 NaBr 0.5 g을 탈이온수(DIW) 500 mL에 용해시켰다. α- 키틴 분말 5 g을 TEMPO 수용액 500 ㎖에 분산시키고, 키틴 함유 분산액에 NaClO 용액 37 g을 천천히 첨가하였다. 키틴 함유 분산액의 pH는 서서히 감소하였고, 0.5 M NaOH 수용액을 천천히 첨가하여 pH를 10으로 유지하였다. 분산액의 pH가 감소하지 않을 때 에탄올(EtOH) 10 ㎖을 첨가하여 반응을 종결시켰다. 분산액을 10,000 rpm에서 10 분 동안 원심 분리한 후, 상층액을 제거하고, 침전물을 DIW 500 ㎖에 재분산시켰다. 이러한 희석 과정을 3 회 반복하였다. 이후, 분산액은 pH가 7에 도달할 때까지 DIW로 투석되었다. 분산액의 농도는 DIW를 첨가하여 1 중량%로 조정되었다. 정제된 분산액을 프로브 초음파 프로세서로 10 분 동안 (750W, 진폭 50 %, 10 초 펄스 및 5 초 펄스 오프) 초음파 처리하여 카르복시산이 도입된 키틴 나노섬유를 제조하였다.
비교예 1-2. 카르복시산이 도입된 키틴 나노위스커를 포함한 생체접착용 조성물 제조
상기 제조된 카르복시산 키틴 나노위스커의 수성 분산액 자체 또는 그 동결 건조된 형태를 4 ℃로 유지하였다. 이를 pH 4의 묽은 아세트산 수용액에 1,2,3 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다.
비교예 2. 표면에 아민기를 가지는 키토산 나노섬유를 포함하는 생체접착용 조성물 제조
실시예 1-1에 의하여 제조된 키토산 나노섬유 현탁액 자체 또는 그 동결 건조된 형태를 4 ℃로 유지하고, 이를 pH 4-10 아세트산 또는 수산화나트륨 수용액에 1, 2, 3 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다.
비교예 3. 실리카 나노입자를 포함하는 생체접착용 조성물 제조
실리카 나노입자(CAS Number 7631-86-9, 시그마-알드리치)를 pH 4의 묽은 아세트산 수용액에 1, 2, 3 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다.
비교예 4. 셀룰로오스 나노크리스탈(CNC)을 포함하는 생체접착용 조성물 제조
셀룰로오스 나노크리스탈(CNC)(The University of Maine)을 pH 4의 묽은 아세트산 수용액에 1, 2, 3 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다. CNC의 직경은 20 nm이고 길이는 200 nm이다.
비교예 5. 피브린 글루 준비
피브린 글루(녹십자 사)를 pH 4의 묽은 아세트산 수용액에 1 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다.
비교예 6. 키토산 도파민 접착제 준비
도파민을 EDC/NHS 시약(Thermoscientific 사)을 이용하여 키토산에 결합시켜 만들어진 소재를 동결 건조시킨 후 물에 다시 녹여 수용액 형태를 얻었다. 키토산-도파민 접착제의 경우 일반적으로는 NaIO 4(sodium periodate)와 같은 경화제를 첨가함으로써 화학반응을 유도하여 접착능을 나타나게 되는데, 하기 실험예에서는 실시예와 동일한 조건을 적용하기 위하여 경화제를 사용하지 않고, 상기 수용액에 1 중량%가 되도록 분산시켜 생체접착용 조성물을 제조하였다.
실험예 1. 접착력 평가
1-1. 젤라틴 하이드로젤 합성
돼지 피부로부터 추출된 12g의 건조 젤라틴 분말(시그마 알드리치)을 유리 바이알에서 20 ㎖의 증류수에 첨가하였다. 이어서, 추가 20 ㎖의 물을 첨가하여 젤라틴 분말을 침지시키고 바이알을 밀봉하여 젤라틴의 완전한 용해를 위해 50 ℃의 오븐에 넣어 24 시간 동안 유지하였다. 생성된 용액을 초음파 처리조에서 2 시간 동안 50 % 진폭으로 탈기시켜 포집된 기포를 제거하였다. 젤라틴 용액을 직경 150 ㎜ 페트리 접시에 붓고, 뚜껑을 덮어, 물 증발을 방지하였다. 겔화 공정시간의 단축을 위하여 이를 50 ℃에서 열판 상에 30분 간 두었다. 이후, 25 ℃로 냉각하여 겔화를 진행하였다. 생성된 하이드로젤은 2 ㎜ 두께로 균일하게 만들어졌다. 이후, 파라핀 필름으로 단단히 밀봉하고 사용 전에 냉장고에서 4 ℃로 유지하였다. 접착능 테스트를 위해 젤라틴 하이드로젤을 50 mm × 10 mm × 2 mm 치수의 직사각형 조각으로 절단하였다.
1-2. 구아니디늄 농도별 접착력 평가 시험
구아니디늄을 다양한 농도로 함유하도록 하여 제조한 키토산 나노섬유의 접착력을 평가하였다. 접착 기질은 23 wt%의 젤라틴 하이드로젤을 이용하여, 길이(l) 50 mm, 너비(w) 10 mm, 두께(h) 2 mm 가 되도록 자르고, 자른 접착 기질 두 개를 겹쳐 그 사이에 30 ㎕의 접착제를 발랐다. 10분 경과 후, 인장강도 시험기(ASTM F2255-05)를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 겹쳐지는 면적이 10 mm × 10 mm = 100 mm 2가 되도록 하였고, 10 mm/min의 속도로 두 접착 기질을 당겼다. 구아니디늄 농도에 따른 접착력은 하기 표 1에 나타난 결과와 같다.
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000010
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000011
구아니디늄 작용기의 농도는 스칸듐 삼플루오르화메테인슬폰산염 촉매를 사용하여 시안아마이드 (cyanamide)와의 반응 시간을 더 증가시키거나 감소시켜 상기 표 1에 따른 농도의 구아니디늄 작용기를 포함하는 키틴 또는 키토산 나노섬유 접착제를 제조하였다. 구아니디늄 작용기가 0.2 내지 2 mmol/g으로 포함된 경우 이보다 낮은 농도 또는 높은 농도인 0.05 mmol/g, 0.1 mmol/g, 2.2 mmol/g에서보다 훨씬 우수한 접착력을 나타내었고, 구아니디늄 작용기 농도가 0.4 내지 1 mmol/g로 포함된 경우는 월등히 우수한 접착력을 나타내었다.
구아니디늄 작용기의 농도가 높을수록 대체적으로 접착력이 우수하게 나타나지만, 2 mmol/g 을 초과하는 경우는 접착력이 급격히 감소하는 현상이 나타났다. 이는 구아니디늄 이온 간의 척력에 의한 작용으로 보여진다.
1-3. 수중 접착력 평가 시험
실시예 1 및 비교예 1 내지 6에 따른 접착제 수용액을 준비하였다. 접착 기질은 23 wt%의 젤라틴 하이드로젤 및 실험용 돼지 피부를 이용하여, 길이(l) 50 mm, 너비(w) 10 mm, 두께(h) 2 mm 가 되도록 자르고, 자른 접착 기질 두 개를 겹쳐 그 사이에 30 ㎕의 접착제를 발랐다. 10분 경과 후, 인장강도 시험기(ASTM F2255-05)를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨 겹쳐지는 면적이 10 mm × 10 mm = 100 mm 2가 되도록 하였고, 10 mm/min의 속도로 두 접착 기질을 당겼다. 접합된 하이드로젤 및 실험용 돼지 피부를 증류수에 3일 동안 담가 보관한 후, 3일 경과 후 이를 꺼내어 인장강도 시험기를 이용하여 접합된 두 시편을 당겨서 접착력을 다시 측정하였다.
젤라틴 하이드로젤 및 실험용 돼지 피부에 사용된 접착제 수용액의 농도는 하기 표 2 및 표 3에 기재된 바와 같다.
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000012
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000013
1-4. UV 조사 후 접착력 평가
UV 경화기를 사용하여 385 ㎚ 파장, 1,000 (㎽/㎠) 강도의 UV로 1시간 이상 조사한 후, 상기 1-2과 동일한 방법으로 접착력을 평가하여 하기 표 4에 나타내었다. UV 경화 전과 후의 접착력 변화에 따라 하기 식 2에 따라 내광성을 평가할 수 있다.
[식 2]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000014
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000015
비교예 1의 경우 내광성이 0.97로 평가되어, UV 경화에 따른 접착능 감소의 정도는 크지 않지만, UV 경화 전에도 실시예 1에 비하여 접착력이 떨어지고, 경화 후 접착력의 변화가 없는 실시예 1에 비하여 접착력이 감소하였다. 화학반응에 의해 접착능을 발휘하는 비교예 5 및 비교예 6의 경우는 UV 경화 후 접착능을 완전히 잃거나, 절반 이하로 감소하였음을 확인할 수 있었다.
1-5. 대기중 1주일 보관 후 접착력 평가
대기 중에 1주일 보관 후 1-2과 동일한 방법으로 접착력을 평가하여 하기 표 5에 나타내었다.
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000016
본 발명에 따른 실시예 1의 경우 대기 중에 1주일간 노출된 후에도, 접착력이 전혀 감소하지 않았으며, 비교예 1의 경우 접착력이 약간 감소하였고, 비교예 5 및 비교예 6은 접착력이 급격히 감소하였다. 비교예 5 및 비교예 6는 화학 가교반응에 의하여 접착능을 발휘하는 접착제로서, 상기 표 4의 결과를 볼 때, 대기 중에 장기간 노출되면 화학적으로 변질되어 접착능이 현저히 떨어질 것이 예상된다.
1-6. 90 ℃에서 3시간 가열 후 접착력 평가
대기 중 90 ℃에서 3시간 동안 가열한 후, 1-2과 동일한 방법으로 접착력을 평가하여 하기 표 6에 나타내었다. 내열성은 하기 식 3에 따라 계산된 값이다.
[식 3]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000017
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본 발명에 따른 실시예 1은 가열 후에도 접착력의 변화가 나타나지 않았다. 비교예 1 역시 가열 후의 접착력 변화가 크지 않으나, 실시예 1에 비하여 접착력이 다소 떨어지며, 화학적 가교반응에 의하여 접착능을 발휘하는 비교예 5 및 비교예 6의 경우 접착력을 완전히 상실한 것을 확인할 수 있었다.
1-7. 산화제 첨가에 따른 접착력 변화 평가
대기 중 산화제인 소듐 페리오데이트(NaIO 4; Sodium periodate)를 접착 수용액 조성물의 1 중량%가 되도록 첨가하여 3시간 경과 후, 1-2과 동일한 방법으로 접착력을 평가하여 하기 표 7에 결과를 나타내었다. 내산화성은 하기 식 4에 따라 계산된 값이다.
[식 4]
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000019
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000020
본 발명에 따른 실시예 1은 산화제를 첨가하고, 3시간 경과 후에도 접착력의 변화가 없었다. 비교예 1 의 경우 접착력 변화는 미미했지만, 접착력이 실시예 1에 비하여 떨어지고, 비교예 5 및 비교예 6의 경우 화학반응에 의하여 산화됨에 따라 접착력이 상실하거나 급격히 떨어지는 것을 확인할 수 있었다.
1-8. pH에 따른 접착력 평가
pH에 따른 접착력의 변화를 확인하기 위하여 상기 1-2과 동일한 방법으로 pH 4.0, pH 6.0, pH 7.0 및 pH 8.0일 때의 접착력을 평가하였다. 그 결과는 하기 표 8과 같다.
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000021
실시예 1은 시험한 모든 pH 에서 가장 우수한 접착 성능을 보였다. 반면 비교예 1 및 비교예 2는 상대적으로 pH 7.0 이하의 산성 조건에서만 우수한 접착력이 발휘됨을 확인할 수 있었다. 또한, 비교예 2 및 실시예 1의 pH에 따른 침전 유무가 도 3에 도시되었다. 비교예 2는 아민 양이온이 표면에 있는 키토산 나노섬유로서 pH 4인 산성에서는 잘 분산되어 있지만 pH가 증가하면서 침전하여, 접착 성능이 pH 조건에 따라 급변할 수 있음을 나타낸다. 이는 아민이 산성 조건에서만 양이온 형태로 존재하기 때문인 것으로 보여진다.
반면 표면에 구아니디늄 이온이 도입된 실시예 1은 pH 4 내지 8에서 높은 분산 안전성을 나타내었고 침전이 일어나지 않았다. 이 결과를 통하여 구아니디늄 이온을 포함한 치환기를 포함하는 본 발명에 따른 생체접착용 조성물은 pH와 관계없이 항상 양이온을 나타내어 pH에 따른 접착특성의 변화 없이 안정한 접착능을 가지는 것을 확인할 수 있었다.
실험예 2. 지혈능 및 유변물성 평가
2-1. 지혈능 평가
회전식 레오미터(MCR 501, Physica사)를 사용하여 지혈능 평가를 수행하였다. 피브린 글루가 제거된 소의 혈액을 준비하고, 1 ㎖ 혈액을 분취한 후 실시예 1, 비교예 1, 비교예 2, 및 비교예 4의 건조분을 1 중량% 되도록 넣었다. 지혈 소재가 들어간 혈액을 25 mm 평행한 두 판 사이에 집어 넣고 갭을 1 mm로 하여 유변물성을 측정하였다. 각진동수(angular frequency) 10 rad / s, 변형률 0.5 % 및 25 ℃ 조건에서, 시간에 따른 저장 탄성률 (G', 속이 찬 도형) 및 손실 탄성율 (G", 속이 빈 도형)값을 측정하여, 그 결과를 도 4에 도시하였다.
저장 탄성률이 급격히 증가하는 시점이 혈액이 응고되는 시점을 의미한다. 혈액 응고에 걸리는 시간이 짧을수록 지혈소재의 지혈능이 높다는 것이므로 G'(저장 탄성률)이 급격히 증가한 시점이 가장 빠른 실시예 1이 가장 우수한 지혈능을 나타내고, 실시예 1 > 비교예 1 > 비교예 2 > 비교예 4의 순서로 높게 나타남을 확인할 수 있었다.
2-2. 유변 물성 평가
2-1과 동일한 방법으로 손실 탄젠트 값을 측정하였다. 또한, 가열에 의한 안전성을 평가하기 위하여 90 ℃에서 3시간 동안 가열한 후 손실 탄젠트를 측정하였다. 이론적으로 손실 탄젠트 값은 1보다 작을 때 고체와 같이 경화되고, 1보다 클 때 액체와 같은 특성을 갖는 것을 의미할 수 있다.
Figure PCTKR2021005521-appb-img-000022
실시예 1에 따른 표면에 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기로 개질된 키토산 나노섬유를 포함한 생체접착용 조성물은 물리적 흡착에 의해 접착력을 발휘하므로, 가열 여부와 상관없이 1보다 큰 손실 탄젠트 값을 나타내었다. 이는 가열하더라도 젤화가 되지 않는 저점도 액체로서, 분무형태로 사용 가능함을 확인할 수 있다.
실험예 3. 아민기 및 구아니디늄 작용기 농도 측정
실시예 1에 따라 제조된 구아니디늄기를 포함하는 키토산 나노섬유 및 비교예 2에 따른 아민기를 포함하는 키토산 나노섬유의 농도를 적정하기 위하여 상기 시료 50 mg을 각각 0.01 N HCl 수용액 10 ㎖에 넣고 분산시켰다. 초기 pH를 2.0 내지 2.4로 설정하였다. pH-stat 적정 시스템 장비를 사용하여 상기 준비된 혼합 수용액에 염기성 용액인 0.1 N NaOH을 0.05 ㎖/min 유속으로 떨어뜨리면서 pH 10까지의 변화를 관찰하였다. 도 5에 도시된 바와 같이, 첨가된 0.01 N NaOH 수용액 양이 증가하면서 혼합 수용액의 pH가 점차 증가하고, 2회의 변곡점을 나타낸다. 두 변곡점 사이에 소비된 NaOH의 몰수는 혼합 수용액에 포함되어 있는 키틴 또는 키토산 나노섬유에 개질된 아민 또는 구아니디늄 작용기 몰수와 일치한다.
도 6은 실시예 1에 따른 구아니디늄 작용기로 개질된 키토산 나노섬유 및 비교예 2에 따른 키토산 나노섬유의 고체상태 탄소 핵자기공명 스펙트럼을 측정한 결과를 도시한 것이다. 이 결과는 비교예 2와 비교하여 실시예 1에서 구아니디늄 작용기가 성공적으로 도입된 것을 증명하는 것이다.

Claims (13)

  1. 구아니디늄(guanidinium) 이온을 포함하는 치환기로 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유, 및 용매를 포함하는 생체접착용 조성물.
  2. 제 1항에 있어서,
    상기 나노섬유의 직경은 2 내지 500 nm인 생체접착용 조성물.
  3. 제 1항에 있어서,
    상기 구아니디늄 이온을 포함하는 치환기는 키틴 또는 키토산 건조 중량 기준으로 0.1 내지 2 mmol/g으로 포함된 것인 생체접착용 조성물.
  4. 제 1항에 있어서,
    상기 생체접착용 조성물의 내수성은 하기 [식 1]을 만족하는 것인 생체접착용 조성물.
    [식 1]
    Figure PCTKR2021005521-appb-img-000023
  5. 제 1항에 있어서,
    상기 생체접착용 조성물의 내광성은 하기 [식 2]을 만족하는 것인 생체접착용 조성물.
    [식 2]
    Figure PCTKR2021005521-appb-img-000024
  6. 제 1항에 있어서,
    상기 생체접착용 조성물의 내열성은 하기 [식 3]을 만족하는 것인 생체접착용 조성물.
    [식 3]
    Figure PCTKR2021005521-appb-img-000025
  7. 제 1항에 있어서,
    상기 생체접착용 조성물의 내산화성은 하기 [식 4]을 만족하는 것인 생체접착용 조성물.
    [식 4]
    Figure PCTKR2021005521-appb-img-000026
  8. 제 1항에 있어서,
    상기 나노섬유는 용매에 분산된 형태로 존재하는 것인 생체접착용 조성물.
  9. 제 1항에 있어서,
    상기 개질된 키틴 또는 키토산 나노섬유는 전체 조성물 기준으로 0.05 내지 30 중량%로 포함되는 생체접착용 조성물.
  10. 제 1항에 있어서,
    상기 용매는 물, C1 내지 C4인 알코올 및 C1 내지 C10인 유기산에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상이며, 상기 조성물의 pH는 4 내지 10인 생체접착용 조성물.
  11. 제 1항에 있어서,
    상기 생체접착용 조성물의 손실 탄젠트는 90 ℃에서 3시간 이상 가열 후, 10 rad/s frequency 및 0.5%의 변형률 조건에서 회전식 유변물성을 측정한 것으로 25 ℃에서 5 이상인, 생체접착용 조성물.
  12. 키틴 또는 키토산을 용매에 분산시켜 분산액을 제조하는 단계;
    상기 분산액에 산 또는 염기 처리하는 단계;
    상기 산 또는 염기 처리한 분산액을 초음파 처리하여 키틴 또는 키토산 나노섬유를 생성하는 단계; 및
    상기 나노섬유에 루이스산 촉매 및 시안아마이드를 처리하여 아미노기(amino group)를 구아니디늄(guanidinium) 이온화 하는 단계;를 포함하는, 생체접착용 조성물을 제조하는 방법.
  13. 제 12항에 있어서,
    상기 루이스산 촉매는 스칸듐 삼플루오르화메탄설포네이트(scandium triflate, Sc(CF 3SO 3) 3), 란타넘 삼플루오르화메탄설포네이트(Lanthanum(III) trifluoromethanesulfonate, La(CF 3SO 3) 3), 이터븀 삼플루오르화메탄설포네이트(Ytterbium(III) trifluoromethanesulfonate, Yb(CF 3SO 3) 3), 아연 삼플루오르화메탄설포네이트(Zinc trifluoromethanesulfonate, Zn(CF 3SO 3) 3), 및 비스무트 삼플루오르화메탄설포네이트(Bismuth(III) trifluoromethanesulfonate, Bi(CF 3SO 3) 3)로 이루어지는 군에서 선택되는 어느 하나 또는 둘 이상인, 생체접착용 조성물의 제조방법.
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