WO2022086209A1 - 생착 향상을 위한 접착성 이식재 - Google Patents
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Definitions
- the present invention relates to an adhesive graft material for improving engraftment, and more particularly, by fixing, combining, or fusing a living body and a living body, or a living body and an organic material, an artificial object, etc. It relates to an adhesive graft material.
- FIG. 24 is a fluorescence image taken through the DAPI channel of a fluorescence microscope at the boundary between the graft material and the tissue, comparing the degree of cell penetration into the graft material according to the structure of the hydrophilic polymer conjugated with the coupling agent and the porous material (with or without complex formation). .
- SEM 34 is a scanning electron microscope (SEM) photograph after forming a complex with a hydrophilic polymer conjugated with a cell-free dermal graft material and a coupling agent before forming a complex.
- the porous material used for the support has a complex natural extracellular matrix (ECM) structure that cannot be artificially synthesized and is composed of collagen, elastin, extracellular protein, etc.
- ECM extracellular matrix
- it is preferably a cell-free graft material in which immune rejection factors are removed.
- hydrophilic polymer examples include gelatin, chitosan, heparin, cellulose, dextran, dextran sulfate, chondroitin sulfate, keratan sulfate, dermatan sulfate, alginic acid, oxidized alginate, collagen, albumin, fibronectin, lamy Lean, elastin, vitronectin, hyaluronic acid, pectin, albumin, casein, polyacrylic acid, polyacrylamide, polyvinyl alcohol, polyhydroxyethyl methacrylate, polyethylene glycol, polyvinylpyrrolidone, polystyrene sulfonate and these Combinations may be included.
- the high-density primary amine polymer may be in the form of a homopolymer or a copolymer, and may contain at least one primary amine per one monomer unit. As a result, the content of the primary amine may be increased to improve engraftment ability.
- Acellular dermal matrix was first introduced by Wainwright when it was applied to burn patients.
- the acellular dermal matrix uses the extracellular matrix remaining after the decellularization process, and serves as a scaffold for new cells and blood vessels to grow from the transplanted tissue.
- ADM is commercialized according to the species, processing method, and processing status of the finished product. FlexHD derived from the human body. (Ethicon), AlloDerm (LifeCell), Neoform TM (Mentor), CGderm (Dae-woong), etc., and Permacol TM (Covidien), Strattice derived from pigs.
- the position of the breast implant can be fixed well, the influx of fibroblasts from the body tissue to the ADM and the neovascularization action can be promoted, and as a result, the engraftment from the body tissue to the ADM can be prevented. can promote In addition, recovery speed, side effects and complications, operation time, and convenience of operation can also be improved.
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Abstract
생착 향상을 위한 접착성 이식재로서, 다공성 물질을 포함하는 지지체; 상기 생착의 대상인 생체 조직의 표면관능기와 결합가능한 커플링제; 및 친수성 고분자를 포함하되, 상기 커플링제가 상기 친수성 고분자와 콘쥬게이션되어 있는 것인 접착성 이식재가 제공된다.
Description
본 발명은 생착 향상을 위한 접착성 이식재에 관한 것으로, 더욱 상세하게는 생체와 생체, 혹은 생체와 유기물, 인공물 등을 고정, 결합 혹은 융합시킴으로써, 기존의 봉합술(suturing)을 대체하거나 함께 사용할 수 있는 접착성 이식재에 관한 것이다.
인체의 많은 부분은 연조직으로 구성되어 있고, 이들은 여러 기관들의 구조와 기능을 유지하는 데 중추적인 역할들을 한다. 연조직의 손실은 매년 수많은 환자들에게서 종양 제거, 외상, 노화, 선천성 기형 등에 의해 지속적으로 발생되기 때문에 손상된 연조직 (e.g. 유방 조직, 심장 조직, 폐 조직, 방광 조직, 피부 등)의 재건 및 복구는 매우 중요하다. 그래서 이렇게 연조직이 손상되었을 경우의 치료 및 재생을 위한 다양한 치료법이 개발되었는데, 자가이식과 동종이식이 대표적인 치료법이다. 자가이식은 실제 환자의 조직을 적출하여 그물구조로 가공해 직접 창상에 적용하는 형태인 Split Skin Graft (SSG)와 표피세포를 배양해 이식하는 Cell-cultured Epithelial Autograft (CEA)가 대표적이다. 자가이식은 창상치료뿐만 아니라 화상과 족부궤양 등 넓은 범위의 환부에 적용이 가능하며 빠른 창상치료가 유도되는 장점이 있다. 반면 멸균이 어렵고 종종 흉터, 창상수축, 염증반응 등 부작용이 발생하며, 빠르게 분해되는 물성 등의 단점을 가지고 있다. 동종이식은 영구적인 생착보다 분해, 흡수, 재구성을 통해 창상 주변부 세포의 이동과 치료를 돕는 역할을 한다. 동종이식에는 사체에서 채취한 조직을 냉동보존 후 사용하거나, 또는 수술의 용이성과 보관의 용이성으로 ,면역인자를 제거한 무세포기질(Acellular Matrix)을 만들어 많이 사용되고 있다. 특히 무세포진피기질은 진피 특징적인 3차원 망상구조, 생장인자, 1형, 4형, 7형 등의 콜라겐과 엘라스틴(elastin), 프로테오글리칸(proteoglycan), 바닥막 복합체(basement membrane complex)로 이루어져 있어 세포적합성, 조직적 합성이 뛰어나고 연조직 특유의 물성으로 다양한 치료에 적용되고 있다. 조직재건 및 미용성형, 전층부 창상, 화상 등 피부치료제로서의 이용범위도 확대되고 있고, 그 중 유방재건술에 가장 많이 사용되고 있다.
예를 들어, 유방 재건술 적용의 경우, 유방 절제술 후 유방 재건의 대부분이 보형물(breast implant)을 직접 삽입하거나 또는 조직 확장기(breast tissue expander)에 이어 보형물을 삽입하는 방법인데, 이때 무세포진피기질(Acellular Dermal Matrix, ADM)은 없어서는 안 될 재료가 되었다. ADM은 보형물을 바로 삽입하는 경우에는 대흉근(pectoralis major muscle)이 덮지 못하는 하외측 부위에 이식하여 보형물을 해먹(hammock)에 놓듯이 잡아주는 역할을 한다. ADM은 대흉근의 발단 하연부(inferior origin)를 끊고 이와 유방 아래 주름(inframammary fold)사이에 삽입되는데,유방 피부 조직이 많이 남은 경우에는 보형물을 이용한 1단계(one-stage)재건도 가능하다. 또한 조직 확장기를 이용하는 2단계(two-stage)재건에서는 피막을 강화해주고, 물결 변형(rippling deformity)을 예방하고, 보형물의 떨어짐 (bottoming out)을 결과적으로 예방해줄 수 있다는 점에서 그 사용은 필수적이다. ADM을 사용하지 않는다면 전거근(serratus anterior muscle), 소흉근(pectoralis minor muscle) 또는 복직근(rectus abdominis muscle)근막 등을 이용해서 보형물을 덮어주어야 하는데, 이 경우 수술 후 통증의 증가, 근육 기능 이상, 회복 지연 등의 문제를 야기할 수 있다. 보형물을 이용한 유방재건 에서 ADM을 사용할 경우, 이러한 병적 상태(morbidity)를 줄일 수 있고, 사용하지 않은 경우에 비해 염증 반응을 감소시켜 피막의 발달을 억제하고 피막 구축을 방지할 수도 있다는 조직학적 연구 결과도 있다. 그렇지만 ADM을 이용했을 때 장액종(seroma)이 발생하거나, 감염 등의 원인으로 재건의 실패(reconstructive failure)에 이를 확률이 증가할 수 있다는 문제점은 일부 연구에서 끊임없이 제기 되고 있다. Jordan등이 여러 보고들을 체계적으로 분석한 결과, ADM을 사용하여 보형물을 이용한 유방 재건을 시행하였을 때 6.7%에서 장액종이 발생하고, 상대 위험도는 1.83이라고 보고하였다. 이와는 달리 ADM의 사용이 합병증을 증가시키지는 않는다는 보고도 있다. 하지만 일반적으로 무세포 진피 기질을 사용했을 때 이물 반응(foreign body response)등으로 인해 염증 반응이 지속되고, 장액종이 형성되면 감염 확률이 증가되어 유방 재건의 실패로 이어질 가능성은 높다고 알려져 있다. 또한 유방 재건 후 창상 치유 초기에 basic fibroblast growth factor (bFGF), interleukin-4(IL-4), interferon-γ (IFN-γ), matrix metalloproteinase-2 (MMP-2)가 삼출액에서 감소되어 있는 경우 장액종이 발생할 가능성이 크다고 알려져 있다. 이러한 장액종의 형성을 줄이기 위해 ADM의 생착을 촉진할 수 있는 방법이 필요하다.
유방재건술 뿐만 아니라 ADM이 적용되는 피부이식술, 신경 재건, 힘줄 재건에서 마찬가지로 무세포 이식재의 생착을 촉진할 수 있는 방법이 필요하다.
[선행기술문헌]
[특허문헌]
(0001) 대한민국 공개특허 제10-2015-0143311호
(0002) 대한민국 공개특허 제10-2011-0098490호
전술한 문제를 해결하기 위하여, 본 발명은 생체와 생체, 혹은 생체와 유기물, 인공물 등을 접착성 이식재를 사용하여 고정, 결합 혹은 융합시키는 것으로 기존의 봉합술(suturing)을 대체하거나 함께 사용할 수 있는 접착성 이식재를 제공하고자 한다.
본 발명의 일 측면에 의하면, 생착 향상을 위한 접착성 이식재로서, 다공성 물질을 포함하는 지지체; 상기 지지체가 대상 생체 조직에 접착되도록 생체 조직의 표면관능기와 결합가능한 커플링제; 생체 조직의 표면관능기와 결합가능한 커플링제; 및 친수성 고분자를 포함하되, 상기 커플링제가 상기 친수성 고분자와 콘쥬게이션되어 있는 것인 접착성 이식재가 제공된다.
일 구현예에 있어서, 상기 접착성 이식재는 건조된 상태를 가지는 것일 수 있다.
일 구현예에 있어서, 상기 다공성 물질은 면역거부반응인자들이 제거된 무세포 이식재일 수 있다.
본 발명의 다른 측면에 의하면, (a) 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계; (b) 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계; 및 (c) 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계를 포함하는 접착성 이식재의 제조방법이 제공된다.
일 구현예에 있어서, 상기 (c) 단계 이후, 상기 복합체를 건조하는 단계를 더 포함할 수 있다.
본 발명의 또 다른 측면에 의하면, (a) 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계; (b) 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계; (c) 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계; 및 (d) 상기 복합체를 대상 생체 조직에 적용하는 단계를 포함하는 접착성 이식재의 생착 방법이 제공된다.
일 구현예에 있어서, 상기 다공성 물질은 무세포진피기질일 수 있다.
일 구현예에 있어서, 상기 용액은 전도성 물질을 함유하는 것일 수 있다.
몇몇 구현예에 있어서, 상기 (d) 단계는 상기 접착성 이식재를 보형물에 감싼 후 체내에 삽입, 상처 부위에 적용, 또는 신경 부위에 적용하는 단계를 포함할 수 있다.
본 발명에 의한 접착성 이식재는 기존의 봉합술을 대체하거나 함께 사용되어 낮은 수술난이도, 짧은 수술시간, 빠른 회복속도, 높은 생착률, 낮은 부작용, 낮은 합병증의 효과를 가질 수 있다.
또한 본 발명에 의한 접착성 이식재는 무세포진피기질의 접착에 사용되어 유방절제술 이후 유방재건술이나 유방성형술 등에 사용되어 통증의 감소, 근육기능 회복, 빠른 회복속도 등의 효과를 가질 수 있다.
또한 본 발명에 의한 접착성 이식재는 화상, 창상 등에 의한 피부 이식 시 무세포 진피기질의 접착에 사용될 수 있으며, 이에 따라 피부 수축의 감소, 회복시간 감소, 감각회복속도 상승 등의 효과를 가질 수 있다.
도 1은 다공성 물질과 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자를 함유하는 접착성 이식재와 생체 조직 간의 상호 작용들을 나타낸다.
도 2는 도 1에서 별도의 가교제가 더 사용된 상태를 나타낸다.
도 3은 친수성 고분자가 복합체 내에서 다양한 형태로 혼합된 양상들을 나타낸다.
도 4는 도 1에서 친수성 고분자에 콘쥬게이션된 커플링제가 다공성 물질과 결합하지 않는 경우를 나타낸다.
도 5는 젖은 돼지피부에 접착성 이식재를 접착시킨 후 접착력을 측정하는 실험과정을 보여주는 사진이다.
도 6은 마우스 피하에 접착성 이식재를 접착시킨 후, 포셉으로 당겨 접착력을 확인하는 사진이다.
도 7은 마우스 피하에 접착성 이식재와 상용화된 이식재를 삽입하기 전, 절개 부위의 털을 미는 모습을 찍은 사진이다.
도 8은 anti-CD31 항체를 이용하여 혈관내피세포를 형광염색한 후, 3마리의 마우스에서 혈관신생 정도를 비교한 형광이미지이다.
도 9는 복합체 형태의 접착성 이식재 및 상용화된 이식재에서 삽입 14일 후 발생한 혈관신생을 정량화하여 비교한 그래프이다.
도 10은 anti-fibroblast marker 항체를 이용하여 섬유아세포를 형광염색한 비교 사진이다.
도 11은 복합체 형태의 접착성 이식재 및 상용화된 이식재에서 삽입 14일 후 발생한 섬유아세포의 생착을 정량화하여 비교한 그래프을 나타낸다.
도 12는 마우스에 접착성 이식재와 상용화된 이식재를 삽입하기 전, 마취시키는 모습을 찍은 사진이다.
도 13은 마우스에 접착성 이식재를 삽입 한 뒤, post curing을 위해 멸균 식염수 또는 추가적인 가교제를 뿌려주는 모습을 나타낸다.
도 14는 마우스에 접착성 이식재와 상용화된 이식재를 이식한 후, 마취에서 깨어난 마우스들의 사진이다.
도 15는 마우스에 접착성 이식재와 상용화된 이식재를 이식하고 24시간 뒤, 감염을 예방하기 위해 포비돈요오드를 발라준 사진이다.
도 16은 알지네이트-보론산의 UV-vis 분광계 커브이다.
도 17은 최종 완성된 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 무세포 진피 이식재의 복합체를 나타낸다.
도 18은 건조된 접착성 이식재(ADA)의 체외 접착력 측정을 위한 준비과정을 나타낸다.
도 19는 건조된 이식재가 생체조직 표면의 수분을 흡수하여 접착력이 향상되는 과정을 보여주는 개략도이다.
도 20은 접착성 이식재의 건조 전후 조직에의 접착력을 비교한 그래프이다.
도 21은 다공성 물질/친수성고분자-커플링제 복합체의 접착력을 다른 샘플과 비교하여 나타낸 그래프이다.
도 22는 다공성 물질/친수성고분자-커플링제 복합체의 탄성계수를 다른 샘플과 비교하여 나타낸 그래프이다.
도 23은 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 구조(복합체 형성 유무)에 따른 조직에의 접착력을 비교한 것이다.
도 24는 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 구조(복합체 형성 유무) 에 따른 이식재 내부로의 세포 침투 정도를 비교한 이식재와 조직의 경계 부분에서 형광현미경 DAPI 채널을 통해 찍은 형광 이미지이다.
도 25는 지지체와 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자의 복합체 형성 유무에 따른 이식재 내부로의 세포 침투의 정도를 정량화하여 비교한 데이터이다.
도 26은 세포들이 배양되어있는 각 웰에 CCK-8 용액을 떨어뜨리고 1시간 인큐베이션 후 450nm 파장에서 흡광도를 비교하여 낸 세포 독성 평가 결과이다.
도 27은 세포들이 배양되어있는 각 웰에 AlamarBlue cell viability reagent 용액을 떨어뜨리고 1시간 인큐베이션 후 형광현미경(530-560nm에서 들뜸 파장 및 590nm에서 방출 파장)을 이용하여 측정한 형광강도를 비교하여 낸 생체적합성 평가 결과이다.
도 28은 접착성 이식재를 적용시킴으로써 기존의 상용화된 이식재를 적용시켰을 때 발생할 수 있는 문제들을 해결할 수 있음을 나타낸다.
도 29는 상기 다공성 물질과 상기 친수성 고분자의 중량부 비에 따라 대상 생체 조직에서 상기 접착성 이식재 내부로 침투한 세포들의 형광 이미지를 비교한 것이다.
도 30은 상기 다공성 물질과 상기 친수성 고분자의 총 7가지 중량부 비에서 단위면적당 이식재로 침투한 핵의 면적을 정량화하여 비교한 그래프이다.
도 31은 접착용액으로 처리된 무세포진피기질(ADM)로 감싼 유방보형물을 체내에 삽입하는 과정을 나타낸 일 구현예이다.
도 32는 접착용액으로 처리된 무세포진피기질을 상처부위에 적용하는 과정을 나타낸 일 구현예이다.
도 33은 전도성 물질이 함유된 접착용액으로 처리된 신경 이식재를 절단된 신경 부위에 적용하는 과정을 나타낸 일 구현예이다.
도 34는 복합체를 이루기 전 무세포 진피 이식재와 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 복합체를 형성한 후의 주사전자현미경(Scanning Electron Microscope, SEM) 사진이다.
이하에서는 본 발명을 다양한 구현예를 들어 상세하게 설명하고자 한다. 본 명세서에 개시된 기술은 여기서 설명되는 구현예들에 한정되지 않고 다른 형태로 구체화될 수도 있다. 단지, 여기서 소개되는 구현예들은 개시된 내용이 철저하고 완전해질 수 있도록 그리고 당업자에게 본 기술의 기술적 사상이 충분히 전달될 수 있도록 하기 위해 제공되는 것이다. 도면에서 각 장치의 구성요소를 명확하게 표현하기 위하여 상기 구성요소의 폭이나 두께 등의 크기를 다소 확대하여 나타내었다. 전체적으로 도면 설명시 관찰자 시점에서 설명하였고, 일 요소가 다른 요소 위에 위치하는 것으로 언급되는 경우, 이는 상기 일 요소가 다른 요소 위에 바로 위치하거나 또는 그들 요소들 사이에 추가적인 요소가 개재될 수 있다는 의미를 모두 포함한다. 또한, 해당 분야에서 통상의 지식을 가진 자라면 본 발명의 기술적 사상을 벗어나지 않는 범위 내에서 본 발명의 사상을 다양한 다른 형태로 구현할 수 있을 것이다. 그리고 복수의 도면들 상에서 동일 부호는 실질적으로 서로 동일한 요소를 지칭한다.
본 명세서에서 사용한 용어는 단지 특정한 구현예를 설명하기 위해 사용된 것으로, 본 발명을 한정하려는 의도가 아니다. 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한, 복수의 표현을 포함한다. 본 발명에서, 포함하다 또는 가지다 등의 용어는 명세서상에 기재된 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다.
한편, 본 명세서에서 서술되는 용어의 의미는 다음과 같이 이해되어야 할 것이다. "제1 " 또는"제2 " 등의 용어는 하나의 구성요소를 다른 구성요소로부터 구별하기 위한 것으로 이들 용어들에 의해 권리범위가 한정되어서는 아니 된다. 예를 들어, 제1 구성요소는 제2 구성요소로 명명될 수 있고, 유사하게 제2 구성요소도 제1 구성요소로 명명될 수 있다.
또, 단수의 표현은 문맥상 명백하게 다르게 뜻하지 않는 한 복수의 표현을 포함하는 것으로 이해되어야 하고, "포함하다" 또는 "가지다"등의 용어는 기술되는 특징, 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것이 존재함을 지정하려는 것이지, 하나 또는 그 이상의 다른 특징들이나 숫자, 단계, 동작, 구성요소, 부분품 또는 이들을 조합한 것들의 존재 또는 부가 가능성을 미리 배제하지 않는 것으로 이해되어야 한다. 또, 방법 또는 제조 방법을 수행함에 있어서, 상기 방법을 이루는 각 과정들은 문맥상 명백하게 특정 순서를 기재하지 않은 이상 명기된 순서와 다르게 일어날 수 있다. 즉, 각 과정들은 명기된 순서와 동일하게 일어날 수도 있고 실질적으로 동시에 수행될 수도 있으며 반대의 순서대로 수행될 수도 있다.
본 명세서에서, '및/또는' 이라는 용어는 복수의 기재된 항목들의 조합 또는 복수의 기재된 항목들 중의 어느 항목을 포함한다. 본 명세서에서, 'A 또는 B'는, 'A', 'B', 또는 'A와 B 모두'를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 측면에 의하면, 생착 향상을 위한 접착성 이식재가 제공된다. 상기 접착성 이식재는 다공성 물질을 포함하는 지지체, 상기 지지체가 대상 생체 조직에 접착되도록 생체 조직의 표면관능기와 결합가능한 커플링제; 및 친수성 고분자를 포함한다.
본 접착성 이식재를 생착시키는 대상 생체 조직으로서, 인간 또는 동물의 상피조직, 결합조직, 연골조직, 골조직, 혈액과 림프, 근조직, 신경조직을 포함하고, 식물의 영구 조직, 표피 조직, 기본 조직, 유조직, 동화 조직, 저장 조직, 통기 조직, 기계 조직, 후막 조직, 후각 조직, 분비 조직, 통도 조직, 물관 조직, 체관 조직, 해면 조직, 개체 외에서 배양한 조직, 균, 원생동물, 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
상기 지지체는 장기간 동안 이식재가 적절한 강도를 가질 수 있도록 하여 조기 재발을 예방하고, 동시에, 적절한 유연성을 가지게 하여 이식재에 균열 및 조각남이 발생하는 것을 막는 역할을 한다. 그리고 상기 커플링제와 상기 생체 조직의 표면관능기 사이의 결합을 방해하는, 대상 조직 표면의 수분을 흡수하여 결합이 더 잘 일어날 수 있도록 하는 역할도 한다. 뿐만 아니라 대상 조직의 세포들이 자라 들어와 이식재 내부에서 생착이 될 수 있도록 하는 스캐폴드 역할도 한다. 그래서 기계적인 물성치가 안정적이고, 모세관 현상에 의해 수분을 흡수할 수 있고, 높은 생체적합성 및 생화학적 물질의 원활한 교류를 통한 대상 생체 조직으로부터 융합 및 생착을 촉진할 수 있는 다공성 물질로 이루어질 수 있다. 상기 다공성 물질은 상기 생체 조직에 부착, 결합, 혹은 융합하기 위한 물질로서, 예를 들어 생체물질, 인공조직, 인공장기 혹은 기타 각종 인공물일 수 있다. 상기 지지체는 다공성 구조, 멀티 슬릿(multi-slits) 구조, 텍스처화된 표면(textured surface) 구조 등을 가질 수 있다.
상기 지지체에 사용되는 상기 다공성 물질은 구체적으로, 무세포 진피 이식재(acellular dermal matrix), 무세포 혈관 이식재(acellular vessel), 재세포화된 무세포 혈관 이식재(recellularized acellular vessel), 무세포 심장 이식재(acellular cardiac matrix), 무세포 소장 점막하조직 이식재(acellular small intestinal submucosa matrix), 무세포 근육 이식재(acellular muscle matrix), 무세포 지방 조직 이식재(acellular adipose tissue matrix), 콜라겐 이식재, 무세포 뼈 이식재(acellular bone matrix), 무세포 방광 이식재(acellular urinary bladder matrix), 무세포 중피 이식재(acellular mesothelium matrix), 무세포 심막 이식재(acellular pericardium matrix), 무세포 심장 판막 이식재(acellular heart valve matrix), 무세포 간 이식재(acellular liver matrix), 무세포 신경 이식재(acellular nerve tissue matrix), 무세포 폐동맥판 이식재(acellular pulmonary valve matrix), 무세포 요관 이식재(acellular ureter matrix), 무세포 힘줄 이식재(acellular tendon matrix), 무세포 인대 이식재(acellular ligament matrix), 무세포 양막 이식재(acellular amnion matrix), 무세포 신장 이식재(acellular kidney matrix), 무세포 이자 이식재(acellular pancreas matrix), 무세포 식도 이식재(acellular esophagus matrix), 무세포 기관 이식재(acellular trachea matrix), 무세포 위 이식재(acellular stomach matrix), 무세포 대장 점막하조직 이식재(acellular large intestinal submucosa matrix), 무세포 척수 이식재(acellular spinal cord matrix), 무세포 식물 이식재(acellular plant scaffold), 상기 무세포 이식재들에 세포를 배양한 이식재, 세포외기질 (extracellular matrix), 프로필렌 메쉬(polypropylene mesh), 폴리에스테르 메쉬(polyester mesh), 폴리테트라플루오로에틸렌 메쉬(polytetrafluoroethylene mesh), 발포 폴리테트라플루오로에틸렌 메쉬(expanded polytetrafluoroethylene mesh), 폴리글락틴 메쉬(polyglactin mesh), 폴리글리콜산 메쉬(polyglycolic acid mesh), 셀룰로오스 스캐폴드(cellulose scaffold), 폴리비닐리덴 플루오라이드 메쉬(polyvinylidene fluoride mesh), 폴리글레카프론 25 메쉬(poliglecaprone 25 mesh), 폴리에틸렌 테트라플레이트 메쉬(polyethylene terephthalate mesh), 폴리카프로락톤 나노화이버(polycaprolactone nanofiber), 폴리-ε-카프로락톤 나노화이버(poly-ε-caprolactone nanofiber), 폴리디옥산 나노화이버(polydioxanone nanofiber), 폴리락타이드-코-글리콜라이드 나노화이버(polylactide-co-glycolide nanofiber), 폴리락트산 나노화이버(polylactic acid nanofiber), 폴리우레탄 나노화이버(polyurethane nanofiber), 폴리에틸렌 테레프탈레이트 나노화이버(polyethylene terephthalate nanofiber), 키토산 스캐폴드(chitosan scaffold), 글리콜라이드 메쉬(glycolide mesh), 트리메틸렌 카보네이트 메쉬(trimethylene carbonate mesh), 락타이드 메쉬(lactide mesh), 트리메틸렌 메쉬(trimethylene mesh), 나일론 메쉬(nylon mesh), 실리콘 메쉬(silicon mesh), 콜라겐 스캐폴드(collagen scaffold), 티타늄 메쉬(titanium mesh), 알지네이트 스캐폴드(alginate scaffold), 폴리비닐 알코올 메쉬(polyvinyl alcohol mesh), 열가소성 폴리우레탄 메쉬(thermoplastic polyurethane mesh), 싸이클로덱스트린 메쉬(cyclodextrin mesh), 젤라틴 메타크릴로일 스캐폴드(gelatin methacryloyl scaffold), 히알루론산 스캐폴드(hyaluronic acid scaffold), 산화 재생 셀룰로오스 메쉬(oxidized regenerated cellulose mesh), 폴리글레카프론-25 화이버, 폴리글레카프론-25 섬유(poliglecaprone-25 fiber), β-글루칸 메쉬(β-glucan mesh), 폴리-4-하이드록시부티릭산 메쉬(poly-4-hydroxybutyric acid mesh), 실리카 메쉬(silica mesh), 인간 또는 동물의 상피조직, 결합조직, 연골조직, 골조직, 혈액과 림프, 근조직, 신경조직을 포함하고, 식물의 영구 조직, 표피 조직, 기본 조직, 유조직, 동화 조직, 저장 조직, 통기 조직, 기계 조직, 후막 조직, 후각 조직, 분비 조직, 통도 조직, 물관 조직, 체관 조직, 해면 조직, 개체 외에서 배양한 조직, 균, 원생동물, 그리고 이것들의 조각 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
상기 지지체에 사용되는 상기 다공성 물질은 인공적으로 합성할 수 없는 복잡한 천연 ECM(Extracellular matrix) 구조를 가지고 콜라겐(collagens), 엘라스틴(elastins), 세포 외 기질 단백질 (extracellular protein) 등으로 구성되어 있어, 매우 우수한 생체적합성을 가지고, 이로 인해 염증반응을 최소화시키고, 세포의 유입과 혈관 신생을 더욱 촉진할 수 있는 면에서 바람직하게는 면역거부반응인자들이 제거된 무세포 이식재이다.
상기 커플링제는 상기 생체 조직의 표면관능기, 예를 들어 -COOH, -NH2, -OH 등과 물리적 또는 화학적으로 결합함으로써 대상 생체 조직과의 생착을 향상시키는 역할을 할 수 있다. 상기 물리적 결합은 수소결합이나 반데르발스 인력일 수 있고, 화학적 결합은 공유결합 또는 이온결합일 수 있다. 예를 들어 상기 수소결합 및 공유결합은 아민기를 함유하는 고분자나 페놀, 카테콜, 보론산, 갈롤, 도파민, N-하이드록시숙신이미드기(N-hydroxysuccinimide ester, NHS ester) 등이 포함된 물질로부터 유래될 수 있다.
상기 커플링제는 상기 친수성 고분자의 일부로서 포함되어 존재하거나 상기 친수성 고분자와 분리된 별도의 화합물로서 상기 친수성 고분자와 콘쥬게이션(conjugation)된 것일 수 있다. 상기 커플링제는 단일 화합물이거나 2종 이상의 화합물이 혼합된 것일 수 있다.
바람직하게는 상기 커플링제에 의하여 상기 지지체와 상기 친수성 고분자 간에 공유결합의 일종인 펩티드 결합이 생성될 수 있다. 상기 펩티드 결합의 생성을 위해 제1 카복실 활성화제(first carboxyl activating agent)와 제2 카복실 활성화제(second carboxyl activating agent)의 혼합물이 사용될 수 있다.
상기 제1 카복실 활성화제는 카르보디이미드 화합물일 수 있으며 예를 들어 1-에틸-3-(3-디메틸아미노프로필)카르보디이미드 (EDC, EDAC 혹은 EDCI), 디사이클로헥실카르보디이미드 (DEE), 디이소프로필카르보디이미드 (DIC) 등일 수 있다. 상기 제2 카복실 활성화제에는 N-하이드록시숙신이미드(N-hydroxysuccinimide, NHS), N-하이드록시설포숙신이미드(N-hydroxysulfosuccinimide, sulfo-NHS), 하이드록시벤조트리아졸(hydroxybenzotriazole, HOBt), 디메틸아미노피리딘(dimethylaminopyridine , DMAP), 하이드록시-3,4-디하이드로-4-옥소-1,2,3-벤조트리아진(Hydroxy-3,4-dihydro-4-oxo-1,2,3-benzotriazine, HOOBt/HODhbt), 1-하이드록시-7-아자-1H-벤조트리아졸(1-Hydroxy-7-aza-1H-benzotriazole, HOAt), 에틸 2-시아노-2-(하이드록시이미노)아세테이트(Ethyl 2-cyano-2-(hydroximino)acetate), 벤조트리아졸-1-일옥시-트리스(디메틸아미노)-포스포니움 헥사플루오로포스페이트( Benzotriazol-1-yloxy-tris(dimethylamino)-phosphonium hexafluorophosphate, BOP), 벤조트리아졸-1-일옥시-트리피롤리디노-포스포니움 헥사플루오로포스페이트( Benzotriazol-1-yloxy-tripyrrolidino-phosphonium hexafluorophosphate), 7-아자-벤조트리아졸-1-일옥시-트리피롤리디노포스포니움 헥사플루오로포스페이트( 7-Aza-benzotriazol-1-yloxy-tripyrrolidinophosphonium hexafluorophosphate), 에틸 시아노(하이드록시이미노)아세테이토-O2)-트리-(1-피롤리디닐)-포스포니움 헥사플루오로포스페이트(Ethyl cyano(hydroxyimino)acetato-O2)-tri-(1-pyrrolidinyl)-phosphonium hexafluorophosphate), 3-(디에톡시-포스포릴옥시)-1,2,3-벤조[d]트리아진-4(3H)-온( 3-(Diethoxy-phosphoryloxy)-1,2,3-benzo[d] triazin-4(3H)-one), 2-(1H-벤조트리아졸-1-일)-N,N,N′,N′-테트라메틸아미니움 테트라플루오로보레이트/헥사플루오로포스페이트(2-(1H-Benzotriazol-1-yl)-N,N,N′,N′-tetramethylaminium tetrafluoroborate/hexafluorophosphate), 2-(6-클로로-1H-벤조트리아졸-1-일)-N,N,N′,N′-테트라메틸아미니움 헥사플루오로포스페이트( 2-(6-Chloro-1H-benzotriazol-1-yl)-N,N,N′,N′-tetramethylaminium hexafluorophosphate), N-[(5-클로로-1H-벤조트리아졸-1-일)-디메틸아미노-모르폴리노]-우로니움 헥사플루오로포스페이트 N-옥사이드( N-[(5-Chloro-1H-benzotriazol-1-yl)-dimethylamino-morpholino]-uronium hexafluorophosphate N-oxide), 2-(7-아자-1H-벤조트리아졸-1-일)-N,N,N′,N′-테트라메틸아미니움 헥사플루오로포스페이트(2-(7-Aza-1H-benzotriazol-1-yl)-N,N,N′,N′-tetramethylaminium hexafluorophosphate), 1-[1-(시아노-2-에톡시-2-옥소에틸리덴아미노옥시)-딤틸아미노-모폴리노]우로니움 헥사플루오로포스페이트( 1-[1-(Cyano-2-ethoxy-2-oxoethylideneaminooxy)-dimethylamino-morpholino]-uronium hexafluorophosphate), 2-(1-옥시-피리딘-2-일)-1,1,3,3-테트라메틸이소티오우로니움 테트라플루오로보레이트( 2-(1-Oxy-pyridin-2-yl)-1,1,3,3-tetramethylisothiouronium tetrafluoroborate), 테트라메틸플루오로포름아미디니움 헥사플루오로포스페이트(Tetramethylfluoroformamidinium hexafluorophosphate), N-에톡시카보닐-2-에톡시-1,2-디하이드로퀴놀린(N-Ethoxycarbonyl-2-ethoxy-1,2-dihydroquinoline), 2-프로판포스포닉산 무수물(2-Propanephosphonic acid anhydride), 4-(4,6-디메톡시-1,3,5-트리아진-2-일)-4-메틸모르포폴리니움염( 4-(4,6-Dimethoxy-1,3,5-triazin-2-yl)-4-methylmorpholinium salts), 비스-트리클로로메틸카보네이트(bis-Trichloromethylcarbonate), 1,1′-카보닐디이미다졸(1,1′-Carbonyldiimidazole) 등이 포함될 수 있다.
상기 제1 카복실 활성화제와 상기 제2 카복실 활성화제를 아민기 함유 친수성 고분자의 용액에 혼합하면 이 친수성 고분자에 상기 커플링제를 콘쥬게이션시킬 수 있으며 이렇게 커플링제가 도입된 친수성 고분자에 의해 지지체의 생착 능력이 향상될 수 있다. 예를 들어 친수성 고분자인 키토산을 녹인 용액을 EDC/NHS로 처리하면 키토산 고분자에 NHS-에스테르 중간체가 도입되며 이후 지지체나 생체 조직의 아민기와 결합하여 펩타이드 결합을 이루게 된다.
상기 커플링제는 상기 친수성 고분자와의 콘쥬게이션 및 상기 지지체나 상기 생체 조직과의 결합을 위해 에스테르기, 카복실기, 히드록시기, 아민기 등의 다양한 관능기를 갖는 화합물일 수 있다. 상기 커플링제의 구체적인 예로서, N-하이드록시숙신이미드 에스테르(N-hydroxysuccinimide ester), N-하이드록시설포숙신이미드 에스테르(N-hydroxysulfosuccinimide ester), 알데하이드(aldehyde), 이미도에스테르(imidoester), 에폭사이드(epoxide), 이소시아네이트(isocyanate), 카테콜(catechol), 버런산(boronic acid), 갈롤(gallol), 하이드록시벤조산(Hydroxybenzoic acid)계 화합물, 하이드록시신남산(Hydroxycinnamic acids) 계 화합물, 플라보노이드(Flavonoids)계 화합물, 스틸벤(Stilbenes)계 화합물, 카페산 (Caffeic acid), 클로로겐산(Chlorogenic acid), 안토시안 (Anthocyan), 피로갈롤(Pyrogallol), 엘라직산(Ellagic acid), 갈릭산(Gallic acid), 엘라직산(Ellagic acid), 카테킨(Catechin), 탄닌산(Tannic acid), 갈로탄닌(Gallotannins) 및 엘라지탄닌(Ellagitannins), 축합형 탄닌(Condensed Tannin), 테아플라빈-3-갈레이트 (Theaflavin-3-gallate) 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
상기 친수성 고분자는 포함하고 있는 표면관능기, 예를 들어 -COOH, -NH2, -OH, -SH 등에 커플링제가 콘쥬게이트되어 커플링제의 백본(backbone) 역할을 한다. 그리고 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자는 조직 및 다공성 물질과 결합을 하는 동시에, 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자들끼리 응집력을 보인다. 결과적으로 조직과 다공성 물질을 접착시키는 역할을 하며, 동시에 다공성 물질과 복합체를 이루어 이식재의 기계적인 물성치를 항샹시키는 역할도 한다. 상기 친수성 고분자의 종류는 특별히 제한되지 않지만 표면관능기, 예를 들어 -COOH, -NH2, -OH, -SH 등을 포함하여, 커플링제와 결합, 예를 들어 수소결합, 발데르발스 결합, 이온결합, 공유결합 등을 할 수 있으면 된다. 상기 친수성 고분자의 구체적인 예로서, 젤라틴, 키토산, 헤파린, 셀룰로오스, 덱스트란, 덱스트란 설페이트, 콘드로이틴 설페이트(chondroitin sulfate), 케라탄 설페이트, 데르마탄 설페이트, 알긴산, 산화 알지네이트, 콜라겐, 알부민, 피브로넥틴, 라미린, 엘라스틴, 비트로넥틴, 히알루론산, 펙틴, 알부민, 카제인, 폴리아크릴산, 폴리아크릴아미드, 폴리비닐알코올, 폴리하이드록시에틸메타크릴레이트, 폴리에틸렌글리콜, 폴리비닐피롤리돈, 폴리스티렌 설포네이트 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
상기 지지체에 사용되는 상기 다공성 물질의 공극(pore)은 직경이 100nm 내지 4.0mm일 수 있다. 상기 다공성 물질의 공극 직경이 100nm 미만이면 체내의 면역세포들이 이식재 내부로 침투할 수 없게 되고 이로 인해 이식재 주변으로 섬유화(fibrosis capsulation)가 발생할 수 있고, 이로 인해 합병증이 유발할 수 있다. 상기 다공성 물질의 공극 지름이 4.0mm 초과이면 다공성 물질의 낮은 기계적 물성으로 상처부위를 지지해주지 못해 재발률이 높아지는 문제가 있다.
바람직하게는, 상기 다공성 물질의 공극 직경은 1um 내지 2.0mm일 수 있다. 상기 다공성 물질의 공극 직경이 1um 미만이면 면역세포를 제외한 나머지 유연하지 못한 세포들이 이식재 내부로 침투할 수 없어 상기 다공성 물질이 분해될 때까지 생착이 늦어지는 문제가 있고, 상기 다공성 물질의 공극 직경이 2.0mm 초과이면 삽입 후 체내에서 다공성 물질이 수축할 위험이 크고, 수축할 경우 섬유화가 발생해 합병증을 유발할 수 있다.
좀더 바람직하게는, 상기 다공성 물질의 공극 직경은 5um 내지 1.0mm일 수 있다. 상기 다공성 물질의 공극이 5um 미만이면 섬유아세포나 혈관내피세포들이 이식재 내부로 곧바로 침투할 수 없어 생착 및 혈관신생 속도를 저해할 수 있고, 상기 다공성 물질의 공극 직경이 1.0mm 초과이면 다공성 물질과 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자 사이의 접촉면적이 줄어들어, 결합력이 약해진다. 결과적으로 복합체가 조직에 가지는 접착력이 약해져 일주일 이상 대상 생체 조직에 고정되지 못할 수 있다.
도 1은 다공성 물질과 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자를 함유하는 접착성 이식재와 생체 조직 간의 상호 작용들을 나타낸다. 도 1을 참조하면 커플링제는 다공성 물질의 관능기와 친수성 고분자의 관능기와 물리적 또는 화학적 결합을 통해서 친수성 고분자와 다공성 물질을 결속시킨다. 또한 친수성 고분자에 콘쥬게이션된 커플링제는 생체 조직과도 물리적 또는 화학적 결합을 통해 상호 작용을 하므로 조직과 접착성 이식재 간에 생착 능력이 향상된다.
상기 친수성 고분자와 상기 지지체 간의 결속을 위해 상기 커플링제 이외에 별도의 가교제(crosslinker)가 사용될 수 있다. 상기 가교제의 예는 EDC, NHS, Sulfo-NHS, PEGDA, Genipin, Glutaraldehyde, Glyoxal, Sodium tripolyphosphate, PEGDGE, Alkyne, Succinimidyl Ester, NHS-Phosphine, AMAS, BMPS, EMCA, EMCS, GMBS, LC-SMCC, LC-SPDP, MBS, PEG12-SPDP, PEG4-SPDP, SBAP, SIA, SIAB, SM(PEG)12, SM(PEG)2, SM(PEG)24, SM(PEG)4, SM(PEG)6, SM(PEG)8, SMCC, SMPB, SMPH, SMPT, SPDP, Sulfo-EMCS, Sulfo-GMBS, Sulfo-KMUS, Sulfo-LC-SPDP, Sulfo-MBS, Sulfo-SIAB, Sulfo-SMCC, Sulfo-SMPB NHS-Azide, NHS-PEG4-Azide, BS(PEG)5, BS(PEG)9, BS2G-d0, BS2G-d4, BS3, BS3-d0, BS3-d4, BSOCOES, DBSU, DFDNB, DMA, DMP, DMS, DSG, DSP, DSS, DSSO, DST, DTBP, DTSSP, EGS, Sulfo-EGS, TSAT, ANB-NOS, LC-SDA(Diazirine), SDA(Diazirine), SDAD(Diazirine), SPB, Sulfo-LC-SDA(Diazirine), Sulfo-SANPAH, Sulfo-SBED, Sulfo-SDA(Diazirine), Sulfo-SDAD(Diazirine), NHS-Azide, NHS-PEG4-Azide, PMPI, BM(PEG)2, BM(PEG)3, BMB, BMH, BMOE, DTME, TMEA, BMPH, EMCH, KMUH, MPBH, PDPH, Iodoacetamide Alkyne, Click-iT AHA, GalNAz, GlcNAz, ManNAz, Click-iT HPG, L-Photo-Leucine, L-Photo-Methionine, Fe2+, Fe3+, Mg2+, Zn2+, Cu2+, Eu3+, Co2+, P5+, B3+, Ca2+, Si4+ 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
도 2와 도 4는 도 1에서 별도의 가교제가 더 사용된 상태를 나타낸다. 도 1과 마찬가지로 각각의 상호 작용들과 함께 가교제에 의한 친수성 고분자와 다공성 물질 간의 추가적 가교결합이 생성되어 접착성 이식재의 기계적 성질이 더욱 향상될 수 있다. 도 2는 친수성 고분자에 콘쥬게이션된 커플링제가 다공성 물질과 결합을 하는 경우이고, 도 4는 친수성 고분자에 콘쥬게이션된 커플링제가 다공성 물질과 결합하지 않는 경우이다.
상술한 접착성 이식재는 상기 지지체와 상기 친수성 고분자가 혼합되어 복합체 형태를 가질 수 있다. 도 3은 친수성 고분자가 복합체 내에서 다양한 형태로 혼합된 양상들을 나타낸다. 상기 복합체 중 상기 다공성 물질과 상기 친수성 고분자가 함께 존재하는 혼합 영역이 존재한다. 상기 친수성 고분자는 상기 복합체 전체 영역에 걸쳐 균일하게 혼합된 것일 수 있고(도 3의 a), 상기 복합체의 일부분에만 혼합되어 분포할 수 있으며(도 3의 b), 원하는 부분에만 분포하도록 복합체를 형성시킬 수 있다. 예를 들어 상기 친수성 고분자가 상기 복합체 내 특정 부분에 치우쳐서 분포하여 다층 구조(도 3의 c)를 형성할 수도 있다. 생체 조직과의 생착 관점에서는 접착성 이식재의 표면, 즉 생체 조직과 접착성 이식재 사이의 계면 특성이 중요하며 이에 따라 커플링제의 분포를 제어함에 따라 복합체의 특성이 달라질 수 있다.
한편 본 발명의 일 구현예에 따른 접착성 이식재 내 각 성분의 함량은 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 상기 친수성 고분자는 1 내지 1,000 중량부일 수 있다. 상기 친수성 고분자가 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착력이 약하여 생착이 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있고, 상기 범위 초과이면 복합체의 기계적인 물성이 낮아져 대상 생체 조직을 기계적으로 지지하는 기능을 할 수 없을 수 있는 문제가 있다.
바람직하게는, 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 상기 친수성 고분자는 5 내지 500 중량부일 수 있다. 상기 친수성 고분자가 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착유지기간이 짧아 심장과 같이 생착이 오래 걸리는 조직에서는 생착이 완전히 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있고, 상기 범위 초과이면 적용 초기에 친수성 고분자가 이식재 내부로 세포 침투(cell infiltration)를 막아서 친수성 고분자가 분해되는 기간 동안 이식재 내부에서의 혈관 신생 및 생착을 저해할 수 있어 결과적으로 대상 생체 조직이 완전한 재생이 되는 기간이 증가하는 문제가 있다.
좀 더 바람직하게는, 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 상기 친수성 고분자는 5 내지 100 중량부일 수 있다. 상기 친수성 고분자가 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착유지기간이 짧아 심장과 같이 생착이 오래 걸리는 조직에서는 생착이 완전히 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있고, 상기 범위 초과이면 염증반응이 미세하게 일어날 수 있기 때문에 유방재건과 같이 염증반응에 민감한 대상 생체 조직에는 합병증이 발생할 우려로 인해 적용이 불가하다는 문제가 있다.
또한 상기 친수성 고분자 100 중량부를 기준으로 상기 커플링제는 0.1 내지 100 중량부일 수 있다. 상기 커플링제가 상기 범위 미만이면 친수성 고분자의 콘쥬게이션 정도(degree of conjugation)가 낮아, 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자간의 응집력이 약해짐에 따라 결과적으로 대상 조직에의 접착력이 약하여 생착이 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어질 수 있고, 상기 범위 초과이면 이식재의 생체적합성이 감소하고 세포 독성이 증가하여 이식재 내부로 세포 침투(cell infiltration), 내부에서의 혈관 신생 및 생착을 저해할 수 있다.
바람직하게는, 상기 친수성 고분자 100 중량부를 기준으로 상기 커플링제는 1 내지 50 중량부일 수 있다. 상기 커플링제가 상기 범위 미만이면 대상 조직의 표면 관능기에 결합할 수 있는 커플링제가 적어져, 결과적으로 대상 조직에의 접착력이 약해지고 이로 인해 생착이 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어질 수 있는 문제가 있다. 상기 범위 초과이면 이식재의 미세한 염증반응이 나타날 수 있어, 유방재건과 같이 염증반응에 민감한 대상 조직에서는 합병증이 발생할 우려로 적용이 불가하다는 문제가 있을 수 있다.
상기 접착성 이식재 내에는 지지체와 친수성 고분자 외에 목적에 따라 약물, 세포, 미생물 등 다른 물질을 포함할 수 있다. 약물은 생체 생장유도물질(growth factor), 항생제, 항염증제, 성장억제인자 등일 수 있고, 세포는 줄기세포, 유전자 조작세포 등일 수 있고, 미생물은 유전자 조작 균, 효모, E.coli 등일 수 있다.
일 구현예에 있어서, 상기 접착성 이식재 내에 줄기세포(stem cell), 오가노이드(organoid) 또는 스페로이드(spheroid)가 씨딩(seeding)되어 있을 수도 있고, 세포화(cellularize)되어 적용될 수도 있다.
상기 접착성 이식재에 Fe2+, Mg2+, Zn2+, Cu2+, Eu3+, Co2+, P5+, B3+, Ca2+, Si4+ 등의 금속 이온이 도입될 수 있다. 상기 접착성 이식재에 금속 이온이 도입될 경우 항균 효과, 혈관 신생 및 조직재건에 도움을 줄 수 있다.
또한 상기 접착성 이식재에 세포 부착에 중요한 역할을 하는 파이브로넥틴을 유도하는 아미노산 서열 중 하나인 알기닌(R)-글리신(G)-아스파틱산(D)으로 이루어진 RGD 펩타이드 서열을 콘쥬게이션시키면 세포 접착성이 더욱 향상될 수 있다.
한편 일 구현예에 있어서, 상기 접착성 이식재는 고밀도 일차 아민 고분자를 더 포함할 수 있다. 상기 고밀도 일차 아민 고분자는 대상 조직과 이식재 양쪽으로 확산되고, 대상 조직과 이식재의 관능기, 예를 들어 -COOH, -NH2, -OH, -SH 등에 커플링제에 의해 결합이 되어, 결과적으로 대상 조직과 이식재를 접착시키는 역할을 한다.
상기 고밀도 일차 아민 고분자는 단일 중합체 혹은 공중합체 형태일 수 있으며, 하나의 모노머 유닛당 적어도 하나의 일차 아민을 포함할 수 있다. 그 결과 상기 일차 아민의 함량이 높아져서 생착 능력이 향상될 수 있다.
상기 고밀도 일차 아민 고분자는 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 1 내지 1,000 중량부일 수 있다. 상기 고밀도 일차 아민 고분자가 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착력이 약하여 생착이 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있다. 반면에 상기 범위 초과이면 복합체의 기계적인 물성이 낮아져 대상 생체 조직을 기계적으로 지지하는 기능을 할 수 없을 수 있는 문제가 있다.
바람직하게는, 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 상기 고밀도 일차 아민 고분자는 5 내지 500 중량부일 수 있다. 상기 고밀도 일차 아민 고분자는 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착유지기간이 짧아 심장과 같이 생착이 오래 걸리는 조직에서는 생착이 완전히 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있다. 반면에 상기 범위 초과이면 적용 초기에 고밀도 일차 아민 고분자가 이식재 내부로 세포 침투(cell infiltration)를 막아서 상기 고밀도 일차 아민 고분자가 분해되는 기간 동안 이식재 내부에서의 혈관 신생 및 생착을 저해할 수 있다. 결과적으로 대상 생체 조직이 완전한 재생이 되는 기간이 증가하는 문제가 있다.
좀 더 바람직하게는, 상기 복합체의 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부를 기준으로 상기 고밀도 일차 아민 고분자는 5 내지 100 중량부일 수 있다. 상기 고밀도 일차 아민 고분자가 상기 범위 미만이면 대상 조직에의 접착유지기간이 짧아 심장과 같이 생착이 오래 걸리는 조직에서는 생착이 완전히 일어나기 전에 이식재가 조직에서 떨어져 결과적으로 세포 침투(cell infiltration), 혈관신생, 및 생착을 저해할 수 있고, 상기 범위 초과이면 염증반응이 미세하게 일어날 수 있기 때문에 유방재건과 같이 염증반응에 민감한 대상 생체 조직에는 합병증이 발생할 우려로 인해 적용이 불가하다는 문제가 있다.
상기 고밀도 일차 아민 고분자의 구체적인 예로서, chitosan, gelatin, collagen, polyallylamine, polylysine, polyethylenimine 및 이들의 조합이 포함될 수 있다.
또한 일 구현예에 있어서, 상기 접착성 이식재는 치료 물질(theraputic agent)을 더 포함할 수 있다.
상기 접착성 이식재는 건조된 형태일 수 있다. 대부분의 대상 생체 조직은 젖은 표면을 가지기 때문에 상기 접착성 이식재와 대상 생체 조직 사이에서 접착이 잘 이루어지기 위해선 젖은 표면의 수분을 제거해줄 필요가 있다. 건조된 형태의 접착성 이식재를 젖은 대상 생체 조직에 적용함으로써, 그 과정에서, 도 18과 도 19 같이 흡착 후 가교 방식이 이용될 수 있는데 결합 초기 흡착을 이용해 결합구조가 유지되는 동안 커플링제와 대상 생체 조직의 표면관능기 사이에서 가교반응이 진행됨으로써, 이식재를 대상 생체 조직에 보다 강력하고 안정적이며 장시간 지속가능한 접착 혹은 점착을 유지하는 형태로 활용될 수 있다. 실제로 상기 접착성 이식재의 건조 전후 젖은 조직에 접착력을 비교했을 때 도 20과 같이 건조 후 훨씬 더 강한 접착력을 띄는 것을 확인하였다. 그래서 초기흡착을 위해서 상기 접착성 이식재는 건조된 형태가 이용될 수 있고, 또는 상기 지지체의 다공성 물질 또는 상기 친수성 고분자로 고흡수성(superabsorbent) 물질이 사용될 수 있으며, 고흡수성 물질에는 폴리아크릴산(polyacrylic acid) 등이 포함된다. 그리고 흡착 후 가교를 위해 물질에는 보론산, N-hydroxysuccinimide ester, 페놀, 카테콜, 갈롤, 도파민 등이 포함될 수 있다.
상기 접착성 이식재는 적용대상에 적용되기 직전에 제작될 수도 있고, 일정 시간 전에 제작하였다가 보관 후 사용될 수도 있는데, 그 보관방법으로는 냉장보관, 냉동보관, 건조 후 보관, 반건조 후 보관, 동결건조 후 보관, 방부제를 이용한 보관, 멸균 후 보관, 밀폐 보관 등이 있을 수 있다.
특히 상기 접착성 이식재가 건조된 것을 사용할 경우 젖은 대상 조직에 접착력을 향상시킬 수 있다는 장점이 있다. 일반적으로 이식재가 적용될 대상 조직의 표면에는 수분이 존재한다. 이런 수분들을 제거하지 않고 상기 접착성 이식재를 적용시킬 경우, 수분이 상기 접착성 이식재의 커플링제와 대상 조직 표면의 표면 관능기의 결합에 있어서 장벽으로 작용하여 상기 접착성 이식재의 접착력을 약화시킬 수 있다. 물론 육안으로 구분이 되는 수분의 경우, 상기 접착성 이식재를 적용시키기 전에 직접 거즈 등을 이용해서 제거할 수 있지만 눈에 보이지 않고 이런 방식으로는 완전한 제거가 힘든 미세한 수분이 있을 수 있고, 심장 및 방광처럼 기관 특성상 항상 표면에 수분이 존재할 수 있다. 상기 접착성 이식재를 건조된 것을 사용할 경우, 커플링제와 대상 조직의 표면 관능기 사이에 접착이 이루어지는 동안 적용 부위에서 미세한 수분까지도 제거할 수 있다. 또한 흡착력에 의해 일시적으로 상기 접착성 이식재를 대상 조직에 물리적 고정을 할 수 있기 때문에 결과적으로 접착력을 향상시킬 수 있다는 장점이 있다.
바람직하게는, 상기 접착성 이식재가 동결건조된 것일 수 있다. 상기 접착성 이식재를 동결건조시킴으로써, 일부 다공성 물질의 공극 직경이 건조과정에서 변형되어 의도한 대로 대상 생체 조직으로부터 생착이 향상되지 않을 가능성을 낮출 수있다.
일 구현예에 있어서, 상기 접착성 이식재는 패치 또는 매트릭스 형태일 수 있다. 패치 또는 매트릭스 형태를 가지면, 대상 생체 조직을 기계적으로 지지하고 기능을 보완해 줄 수 있는 장점이 있다. 일반적으로 상기 접착성 이식재를 적용시키는 대상 생체 조직은 종양 제거, 외상, 노화, 선천성 기형 등에 의해 손실되어 있고, 이로 인해 장기적으로 기능을 제대로 못하거나 합병증이 발생하는 등의 문제들이 있다. 그래서 손실된 조직을 패치 또는 매트릭스 형태의 이식재로 기계적으로 지지한다면 그 기능을 보완하여 장기적으로 합병증을 예방할 수 있다는 장점이 있다. 다만 체내의 대상 생체 조직에 적용시키는 경우, 주사로 적용이 힘들기 때문에 절개 과정을 거처야만 해서 수술의 편의성을 저해하고 환자에게 거부감을 줄 수 있다는 단점이 있다.
바람직하게는, 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수는 120분간 멸균 인산완충생리식염수(Phosphate-buffered saline, PBS)에 수화시켰을 때 기준으로 50Pa 내지 50GPa일 수 있다. 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 50Pa 미만이면 대상 생체 조직보다 오히려 탄성계수가 낮아서 기계적으로 지지하여 기능을 보완하는 작용을 제대로 하지 못하는 문제가 있다. 한편, 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 50GPa 초과이면 대상 생체 조직에 적용 후에 환자가 이물감을 느껴 불편함을 호소할 수 있다는 문제가 있다.
더 바람직하게는, 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수는 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 100Pa 내지 10GPa일 수 있다. 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 100Pa 미만이면 뇌, 신경, 폐, 간 등 일부 대상 생체 조직에 적용시켰을 때, 대상 생체 조직보다 탄성 계수가 낮아 오히려 기능을 저해하여 합병증을 유발할 수 있다는 문제가 있다. 한편, 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 10GPa 초과이면 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재를 접착시킬 때 이식재의 모든 면을 대상 생체 조직에 접촉시키는 데에 어려움이 있을 수 있어서, 이를 위해 추가적으로 봉합술이 같이 이루어져야 할 수 있다. 결과적으로 수술의 편의성을 저해할 수 있는 문제가 있을 수 있다.
좀 더 바람직하게는, 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수는 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 150Pa 내지 500MPa일 수 있다. 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 150Pa 미만이면 근육, 심장, 피부, 인대, 힘줄 등 일부 대상 생체 조직에 적용시켰을 때, 대상 생체 조직보다 탄성 계수가 낮아 오히려 기능을 저해하여 합병증을 유발할 수 있다는 문제가 있다. 한편, 패치 또는 매트릭스 형태 상기 접착성 이식재의 탄성 계수가 120분간 멸균 PBS에 수화시켰을 때 기준으로 500MPa 초과이면 패치 또는 매트릭스 형태 상기 접착성 이식재를 접착을 시켰을 때 이식재의 부위마다 생착률이 균일하지 않을 수 있다. 결과적으로 이식재 내부로 완전한 생착이 이루어져 대상 생체 조직의 완전한 재생이 일어나는 시간이 길어지는 문제가 있을 수 있다.
상기 접착성 이식재가 조직에 적용되면, 조직으로부터 세포 침투(cell infiltration)가 일어날 수 있고, 또는 혈관신생(angiogenesis)이 일어날 수도 있고, 또는 생착이 이루어질 수도 있다.
도 28은 상술한 접착성 이식재를 적용시킴으로써 기존의 상용화된 이식재를 적용시켰을 때 발생할 수 있는 문제들을 해결할 수 있음을 나타낸다. 예를 들어, 본 발명의 이식재를 이용하면 종래에 이식재와 대상 생체 조직 사이에 공간이 생긴다거나, 봉합에 의한 염증반응이 생긴다거나, 이식재와 대상 생체 조직의 인터페이스에서 지속적으로 미끌리는 문제를 해결하여 생착률을 높일 수 있음을 알 수 있다. 상술한 접착성 이식재는 대상 조직에 적용시킬 때 인터페이스에서 조직과 이식재를 잘 접착시켜 인터페이스에 공간이 생기는 것을 막고, 혈관 신생, 세포 침투, 생착이 이루어지는 동안 인터페이스에서 조직과 이식재가 서로 미끄러지는 것을 막아, 혈관 신생, 세포 침투, 생착을 향상시키는 장점이 있다. 그리고 이를 통해 장액종, 감염 등과 같은 합병증 예방에도 도움이 된다. 뿐만 아니라 대부분의 어플리케이션, 예를 들어, 심장에서는 봉합을 대체할 수 있기 때문에 수술의 편의성을 증대시킬 수 있다는 장점도 있다. 물론 일부 어플리케이션, 예를 들어 유방재건술 시 봉합과 함께 적용되는 것도 가능하다. 그리고 성형외과의 다양한 어플리케이션에 적용될 경우, 수술 후 모양이 변형되는 문제도 예방할 수 있는 장점이 있다.
본 발명의 다른 측면에 의하면, 생착 향상을 위한 접착성 이식재의 제조방법이 제공된다. 본 제조방법은 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계, 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계, 및 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계를 포함하는 접착성 이식재의 제조방법을 포함한다.
일 구현예에서, 상기 제조방법은 상기 복합체를 건조하는 단계를 더 포함할 수 있다. 상기 건조 단계를 포함함으로써, 젖은 대상 조직에 접착력을 향상시킬 수 있다는 장점이 있다. 일반적으로 이식재가 적용될 대상 조직의 표면에는 수분이 존재한다. 이런 수분들을 제거하지 않고 상기 접착성 이식재를 적용시킬 경우, 수분이 상기 접착성 이식재의 커플링제와 대상 조직 표면의 표면 관능기의 결합에 있어서 장벽으로 작용하여 상기 접착성 이식재의 접착력을 약화시킬 수 있다. 물론 육안으로 구분이 되는 수분의 경우, 상기 접착성 이식재를 적용시키기 전에 직접 거즈 등을 이용해서 제거할 수 있지만, 눈에 보이지 않고 이런 방식으로는 완전한 제거가 힘든 미세한 수분이 있을 수 있고 심장 및 방광처럼 기관 특성상 항상 표면에 수분이 존재할 수 있다. 상기 접착성 이식재를 건조된 것을 사용할 경우, 커플링제와 대상 조직의 표면 관능기 사이에 접착이 이루어지는 동안 적용 부위에서 미세한 수분까지도 제거할 수 있다. 또한, 흡착력에 의해 일시적으로 상기 접착성 이식재를 대상 조직에 물리적 고정을 할 수 있기 때문에 결과적으로 접착력을 향상시킬 수 있다는 장점이 있다.
바람직하게는 상기 건조단계는 동결건조 방식으로 수행될 수 있다. 상기 접착성 이식재를 동결건조시킴으로써, 일부 다공성 물질의 공극 직경이 건조과정에서 변형되어 의도한 대로 대상 생체 조직으로부터 생착이 향상되지 않을 가능성을 낮출 수있다.
일 구현예에 있어서, 상기 용액은 가교제를 더 포함할 수 있다.
이때 상기 가교제를 포함한 용액을 사용하여 상기 지지체에 상기 용액을 함침시킨 후 UV, 열, 혹은 전자선(e-beam) 등을 이용하여 가교 공정을 수행하는 단계를 더 포함할 수 있다. 그리하여 접착성 이식재의 기계적 물성을 더 강화시킬 수 있다.
본 발명의 또 다른 측면에 의하면, 접착성 이식재의 생착 방법이 제공된다. 본 생착 방법은 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계, 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계, 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계, 및 상기 복합체를 대상 생체 조직에 적용하는 단계를 포함한다.
본 발명의 접착성 이식재는 생체 조직에 대하여 다양하게 응용될 수 있다.
첫번째 응용 예로, 유방재건수술 및 가슴확대수술 시 보형물의 고정을 위해 접착성 이식재가 사용될 수 있다. 무세포 진피 기질(ADM)은 Wainwright에 의해 화상 환자에게 적용됨으로써 처음 소개되었다. 무세포 진피 기질은 탈세포화(decellularization)과정을 거치고 남은 세포 외 기질(Extracellular matrix)을 이용하는 것으로, 이식된 조직으로부터 새로운 세포와 혈관이 자라 들어오는 주형(scaffold) 역할을 한다. ADM은 원료가 되는 사체의 종(species)이나 가공 방법, 완성품의 가공 상태 등에 따라 여러 제품이 상품화되어 있는데, 인체로부터 유래한 FlexHD (Ethicon), AlloDerm (LifeCell), Neoform™(Mentor), CGderm (Dae-woong) 등이 있고, 돼지로부터 유래한 Permacol™(Covidien), Strattice (LifeCell)등 많은 종류의 제품이 사용되고 있다. 이러한 ADM은 화상,복벽 재건, 유방 재건 등에 광범위하게 적용되고 있다. 기존에는 삽입한 ADM과 체내 조직을 봉합하여 고정시키는 수술법이 많은 병원에서 사용되고 있다. 하지만 ADM과 체내 조직을 봉합하는 것만으로는 보형물의 위치가 잘 고정이 되지 않았고, ADM와 체내 조직이 잘 붙어있게 할 수 없어 섬유아세포의 유입 및 신혈관 생성작용이 느려지게 되어 생착률이 떨어지는 문제가 발생하였다.
본 발명의 일 구현예에 의하면, 다공성 물질을 커플링제와 친수성 고분자가 녹아있는 용액에 담그어 접착성 이식재를 만든 후 이러한 접착성 이식재로 감싼 보형물을 체내에 삽입하는 방법이 제공된다.
도 31은 접착용액으로 처리된 무세포진피기질(ADM)로 감싼 유방보형물을 체내에 삽입하는 과정을 나타낸 일 구현예이다. 도 31을 참조하면, 먼저 유방보형물을 감싼 ADM을 1-에틸-3-(3-디메틸아미노프로필)카르보디이미드(1-ethyl-3-(3-dimethylaminopropyl)carbodiimide, EDC), N-하이드록시숙신이미드(N-hydroxysuccinimide, NHS), 및 키토산이 녹여진 접착용액에 넣는다. 접착용액의 일부을 ADM 쪽으로 함침시킨 후, 접착용액이 함침된 ADM으로 두른 보형물을 체내로 삽입한다(방법 1). 다른 방법으로서, ADM을 먼저 상술한 접착용액에 함침한 다음에 접착용액이 함침된 ADM으로 유방보형물을 감싼 후 체내에 삽입할 수도 있다(방법 2). 보형물의 삽입 후에는 서서히 접착용액 내의 키토산 분자가 ADM과 체내 조직에 각각 EDC/NHS 반응으로 인해 펩타이드 공유결합을 형성하게 되어, 키토산 분자가 ADM과 체내조직에 모두 강력히 결합되게 되면서 결과적으로 ADM과 체내조직을 강력히 접착시킬 수 있다. ADM과 체내조직을 3주 이상 접착시킴으로써 유방보형물의 위치를 잘 고정시킬 수 있고, 체내 조직으로부터 ADM으로 섬유아세포의 유입 및 신혈관 생성작용을 촉진시킬 수 있고 결과적으로 체내 조직으로부터 ADM으로의 생착을 촉진시킬 수 있다. 뿐만 아니라 회복속도, 부작용 및 합병증, 수술시간, 수술의 편의성 또한 향상시킬 수 있다.
두번째 응용 예로, 피부이식술시 피부이식편의 고정을 위하여 접착성 이식재가 사용될 수 있다. 화상, 창상 등으로 인해 피부가 일차적으로 치유되기 힘들 정도로 넓은 부위가 결손되면 치료의 시간이 길게 걸릴 뿐만 아니라 많은 흉터를 남기게 되므로 피부 이식이 필요하다. 피부 이식이란 자연적으로 일차봉합이 되지 않는 결손된 피부를 신체 다른 곳의 피부 또는 피부이식편으로 덮는 것을 말한다. 1차 봉합으로 닫을 수 없는 크기의 피부 및 연조직 결손이 있을 때 다른 부위에서 피부 이식편(이식할 피부 조각)을 떼어내어 결손 부위에 봉합하여 이식하는 수술이다. 하지만 곧바로 자가피부를 떼어내어 이식할 경우, 회복 후 흉터의 수축, 탄성의 저하, 감각의 이상이 발생하는 문제가 있다.
본 발명의 일 구현예에 의하면, 다공성 물질을 커플링제와 친수성 고분자가 녹아있는 용액에 담그어 접착성 이식재를 만든 후 이러한 접착성 이식재를 상처 부위에 적용하는 방법이 제공된다. 이러한 접착성 이식재의 사용에 의해 수술 후 흉터의 수축, 탄성의 저하, 감각의 이상과 같은 부작용을 없애고 회복속도, 수술의 편의성, 수술시간 등을 향상시킬 수 있다.
도 32는 접착용액으로 처리된 무세포진피기질을 상처부위에 적용하는 과정을 나타낸 일 구현예이다. 도 32를 참조하면, 먼저 기증받은 피부의 표피, 기저막층, 세포 및 모든 면역거부반응인자들을 제거한 ADM을 제조한다. 다음 아크릴산(acrylic acid)과 아크릴산 N-하이드록시숙신이미드 에스테르(acrylic acid N-hydroxysuccinimide ester)가 녹아있는 용액을 면역거부반응인자들이 제거된 ADM에 함침시킨다. 이후, UV, 열, e-beam 등을 통해 접착용액을 함침시킨 ADM을 가교시킨 다음 동결건조를 시켜 진공팩에 밀폐된 상태로 냉동보관시킨다. 이렇게 제작된 접착성 이식재는 상처부위에 붙이고 붕대로 상처부위를 둘러 감싸는 방식으로 적용될 수 있다. 이 과정에서 접착성 이식재의 폴리아크릴산(polyacrylic acid)이 상처부위의 수분을 흡수하면서, 상처부위에 흡착되어 부착 후 몇 시간 동안 ADM을 상처부위에 고정시킬 수 있다. 이때 polyacrylic acid N-hydroxysuccinimide ester의 N-hydroxysuccinimide ester에 의해 상처부위의 조직과 공유결합이 형성되어, ADM이 상처부위에 강력히 점착될 수 있다. 그리고 이를 통해 이식한 피부의 수축정도를 줄일 수 있으며, 피지샘과 땀샘의 기능 회복속도를 향상시킬 수 있었고, 감각의 회복 속도도 향상시킬 수 있고, 수술시간과 회복기간을 줄일 수 있다.
세번째 응용 예로, 신경조정술(neuromodulation) 및 신경 프로빙(neural probing)을 위해 접착성 이식재가 사용될 수 있다. 최근 신경생물학과 조영술 발달에 힘입어 여러 불치질환의 병태생리에 특정 신경회로가 관여하는 것으로 알려지기 시작하였고, 이러한 신경회로에 적당한 변화를 줌으로써 치료가 가능할 수 있을 것이라는 가설이 제안됨에 따라 두뇌에 인위적인 자극을 줌으로써 신경회로를 변화시킬 수 있는 치료법 개발이 태동하고 있다. 그리고 동시에 이런 신경 자극을 통해 치료의 목적 뿐만 아니라 인간을 한단계 진화시키고자, 인간의 뇌에서의 모든 신호를 측정하려는 neural probing 연구도 활발히 진행되고 있다. 이런 신경조정술 및 신경 프로빙을 위해 신경에 커프전극을 감아서 전기신호를 주기도 하고 측정하기도 하는데, 이런 커프전극이 신경에 안정적으로 붙어있지 않아 신경의 정확한 부분의 전기신호 측정 및 신경의 정확한 부분에 전기신호 자극을 주는 데에 한계가 있었다. 이에 본 방법과 같이 접착성 이식재를 사용함으로써 부작용이 많은 봉합을 대체할 수 있다.
본 발명의 일 구현예에 의하면, 다공성 물질을 커플링제, 친수성 고분자 및 전도성 물질이 녹아있는 용액에 담그어 접착성 이식재를 만든 후 이러한 접착성 이식재를 신경 부위에 적용하는 방법이 제공된다.
도 33은 전도성 물질이 함유된 접착용액으로 처리된 신경 이식재를 절단된 신경 부위에 적용하는 과정을 나타낸 일 구현예이다. 도 33을 참조하면, 먼저 무세포 신경 이식재를 얇은 필름형태로 만든다. 이 필름에 친수성 고분자인 acrylic acid, 커플링제인 acrylic acid N-hydroxysuccinimide ester과 함께 그래핀, 그래핀 옥사이드, 산화 그래핀 옥사이드, poly(3,4-ethylenedioxythiophene) polystyrene sulfonate (PEDOT:PSS) 등으로부터 선택된 전도성 물질이 섞인 용액을 함침시킨다. 이후, 가교 및 건조를 거쳐 접착성 신경이식재 기반의 전극을 얻을 수 있으며, 이를 이용하면 장기간 동안 안정적으로 전극을 신경에 정확히 고정시킬 수 있다.
기타의 응용 예로서, 본 발명의 접착성 이식재는 코성형, 복벽재건, 갑상선암 유착방지, 위절제 합병증 예방, 임플란트 잇몸재건, 이하선 절제술, 고막 재건술, 아킬레스건 재건술, 회전근개 재건술, 인공괄약근, 성기확대술 등에 이용될 수 있다.
[실시예]
커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자 합성
0.5g의 알지네이트(alginate) (Sigma)를 0.1M의 MES 버퍼 (Sigma) 50ml에 녹인 후, 용액의 pH를 5.5로 맞추었다. 이후 boronic acid (Sigma) 150mg, EDC (TCI) 350mg, 그리고 NHS (Sigma) 50mg를 녹이고 실온에서 16시간 동안 반응시켰다. 반응용액은 3500Da dialysis tube (Spectra/Por)를 이용하여 투석하였다. 반응과정은 아래 반응식 1에 나타내었다.
(반응식 1)
커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 복합체 제작
동결건조시킨 무세포 진피 이식재 (엘앤씨바이오, 현대바이오랜드)를 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자 용액과 여러 중량부 비(100:0, 100:5, 100:12, 100:24, 100:50, 100:100, 100:200)로 실온에서 섞어주었다. 이후 동결건조시켜 최종 복합체를 얻었다. 도 17는 최종 완성된 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 무세포 진피 이식재의 복합체를 나타낸다. 도 34는 복합체를 이루기 전 무세포 진피 이식재와 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 복합체를 형성한 후의 주사전자현미경(Scanning Electron Microscope, SEM) 사진이다.
체외 접착력 및 탄성계수 측정
전술한 복합체의 체외 접착력 및 탄성계수를 측정하였다. 측정하기 전 모든 조직은 1x PBS에 10분 이상 보관하였다. 이후 젖은 조직의 표면을 1x PBS로 세척한 다음, 조직에 sheep blood를 뿌려서 젖은 조직을 재현한 뒤, 제작한 복합체를 너비 1cm, 길이 1cm만큼 붙이고 5초간 눌러주었다.
도 18는 건조된 접착성 이식재(ADA)의 체외 접착력 측정을 위한 준비과정을 나타낸다. 도 18를 참조하면, 건조시킨 복합체를 이용할 경우, 조직과 복합체 사이의 sheep blood 및 수분을 건조된 복합체가 흡수함으로써, 복합체가 조직에 잘 접착됨을 확인할 수 있다. 도 19는 건조된 이식재가 생체조직 표면의 수분을 흡수하여 접착력이 향상되는 과정을 보여주는 개략도이다. 도 19를 참조하면, 건조된 접착성 이식재를 사용할 경우, 조직 표면의 수분을 흡수하여 흡착력이 발생하고 동시에 커플링제와 조직의 표면 관능기 사이의 결합을 향상시켜 접착력이 향상됨을 알 수 있다.
모든 체외 접착력 시험은 접착 1분 후 측정되었다. 도 5는 젖은 돼지피부에 접착성 이식재를 접착시킨 후 접착력을 측정하는 실험과정을 보여주는 사진이다. 도 5를 참조하면, Universal Testing Machine (Qmesys)를 이용하여 측정되었고, 모든 시험의 측정 속도는 100mm/min였다.
in vitro 생체적합성 및 세포독성 시험
우리는 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 복합체가 처리된 셀 컬쳐 미디어를 이용하여 생체적합성과 세포독성을 테스트하였다. 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 복합체가 처리된 셀 컬쳐 미디어를 준비하기 위해, 우리는 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 복합체(중량부비 100:12) 100mg를 Dulbecco's modified Eagle medium (DMEM) 2ml에 넣고 24시간 동안 37℃에서 인큐베이션하였다. 이후 Bone Osteosarcoma Epithelial Cell(U2OS) cell을 12 well plate에 씨딩하였고, 셀들은 복합체가 처리된 미디어에서 24시간 동안 인큐베이션 (37℃, 5% CO2)하였다. 생체적합성과 세포 독성은 alamarBlue Cell Viability Reagent (Thermo Fisher Scientific)와 Cell Counting Kit 8 (Sigma)를 이용하여 측정하였고, Control(pristine DMEM), 다공성 물질(무세포 진피 이식재), 복합체의 결과를 비교해보았다.
in vivo 접착력 시험
모든 동물실험은 서울대병원 실험동물운영위원회 (IACUC)의 승인을 받고 진행되었다. 먼저 마우스의 절개 부위에 털을 면도하고, isoflurane gas (2-5% induction, 1.5-2% maintenance)를 이용하여 마취시켰다. 그 후 절개를 하고 수술용 판에 동물을 고정시킨 후 피하에 접착성 이식재를 붙였다. 접착 1분 후, 접착된 이식재를 포셉으로 잡아당겨서 잘 접착되어 있음을 확인하였다.
in vivo 세포 침투 시험, 혈관 신생 실험, 생착 실험
모든 실험은 서울대병원 실험동물운영위원회 (IACUC)의 승인을 받고 진행되었다. 6주령의 암컷 BALB/c 마우스는 코아텍 실험동물생산공급업체에서 수술 7일 전에 공급받았고, 7일간 안정시킨 후 수술을 하였다. 먼저 마우스의 절개 부위에 털을 면도(도 7)하고, isoflurane gas (2-5% induction, 1.5-2% maintenance)를 이용하여 마취시켰다(도 12). 마취시킨 동물을 수술대에 올린 뒤, 등의 중앙에 1~2 cm 정도로 절개를 하였다. 그리고 이식재를 피부 밑 피하 포켓에 붙인 후 멸균 식염수를 뿌려주었다(도 13). 이후 동물들을 케이지에 넣어 마취에서 깨어 활동하는 것을 확인(도 14)하고 24시간 뒤, 절개 부위를 통한 감염을 막기 위해 절개 부위에 포비돈요오드를 발라주었다(도 15). 이식재를 삽입한 마우스들은 수술 후 14일간 키웠다. 그리고 수술 14일 후 희생시키고 삽입했던 이식재들을 적출하였다.
조직학적 평가를 위한 면역형광염색
적출한 이식재는 멸균 PBS에서 워싱 후 중성 10% 포르말린 용액에서 24시간 (4℃) 동안 고정시켰고, 파라핀 임베딩하여 5um 두께로 절편을 만들었다. 각 절편은 H&E 염색과 마손 삼색 염색을 하였다. 그리고 면역형광염색을 위해 각 절편은 탈파라핀화, 재수화되었고, citrate buffer (pH 6.0) 또는 Tris-EDTA Buffer (pH 9.0)를 이용하여 항원 복원을 하였고, 비특이적 결합을 막기 위해 background reducing buffer (Dako)를 이용하여 1시간 동안 실온에서 블락을 해주었다. 이후 1차 항체와 2차 항체를 이용하여 염색하였고, mounting media with DAPI (Vector)를 이용하여 마운트하였다.
사용한 1차 항체: rabbit monoclonal anti-CD31 (Abcam), rat monoclonal anti-fibroblast marker (Santa Cruz)
사용한 2차 항체: goat anti-rabbit IgG (Alexa Fluor 647) (abcam), goat anti-rat IgG (Alexa Fluorㄾ 594)
접착력 및 탄성계수 측정결과
Alginate에 boronic acid를 콘쥬게이션시킨 후, degree of conjugation을 확인하기 위해 UV-vis spectrophotometer를 이용하여 흡광도(ansornbance)를 측정하였다. 도 16는 알지네이트-보론산의 UV-vis 분광계 커브이다. 도 16을 참조하면, 높은 degree of conjugation을 가지는 것을 확인하여 콘쥬게이션이 잘 일어난 것을 확인하였다.
콘쥬게이션된 커플링제 유무에 따른 이식재의 접착력 및 탄성계수를 비교해보기 위해 무세포 진피 이식재(다공성 물질), 무세포 진피 이식재/alginate 복합체(다공성 물질/친수성 고분자 복합체), 무세포 진피 이식재/alginate-boronic acid 복합체(다공성 물질/친수성고분자-커플링제 복합체)를 젖은 돼지 피부에 접착시킨 후 접착력(shear strength)과 탄성 계수(elastic modulus)를 측정해보았다.
도 21은 다공성 물질/친수성고분자-커플링제 복합체의 접착력을 다른 샘플과 비교하여 나타낸 그래프이다. 도 21을 참조하면, 무세포 진피 이식재와 무세포 진피 이식재/alginate 복합체는 약 50~60kPa 정도의 서로 비슷한 접착력을 보였고, 커플링제가 콘쥬게이션된 무세포 진피 이식재/alginate-boronic acid 복합체는 약 120kPa로 앞서 두 샘플에 비해 월등히 높은 접착력을 보였다. 즉 커플링제를 콘쥬게이션 시키는 친수성 고분자를 이용하는 것이 접착력을 크게 향상시키는 것을 확인하였다.
도 22은 다공성 물질/친수성고분자-커플링제 복합체의 탄성계수를 다른 샘플과 비교하여 나타낸 그래프이다. 도 22을 참조하면, 탄성 계수(elastic modulus)를 비교해보았을 때, 무세포 진피 이식재가 가장 낮은 0.608MPa, 무세포 진피 이식재/alginate 복합체가 2.275MPa, 무세포 진피 이식재/alginate-boronic acid 복합체가 5.942MPa의 탄성 계수를 가지는 것을 알 수 있었다. 커플링제가 친수성 고분자인 alginate 또는 무세포 진피 이식재에 결합함으로써 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자/다공성 물질 복합체에서 월등히 높은 탄성 계수를 가지는 것을 확인할 수 있었다. 이를 통해 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자를 이용하는 것이 이식재의 접착력과 탄성계수를 크게 향상시키는 점을 확인할 수 있었다.
이렇게 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자를 다공성 물질과 복합체 형성 유무에 따른 이식재의 접착력을 비교해보았다. 그리고 건조시킨 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재를 2층 구조로 형성시킨 이식재와 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체 구조로 형성시킨 이식재를 젖은 돼지 피부에 접착시킨 뒤 접착력을 측정해보았다.
도 23은 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 구조(복합체 형성 유무)에 따른 조직에의 접착력을 비교한 것이다. 도 23을 참조하면, 접착성 이식재가 2층 구조일 때 3.436kPa의 현저히 낮은 접착력을 보였고, 복합체 구조일 때 122.63kPa으로 약 35배 정도로 매우 높은 접착력을 보였다. 2층 구조의 이식재가 낮은 접착력을 보인 이유는 alginate-boronic acid의 기계적인 물성치가 약하고, alginate-boronic acid와 무세포 진피 이식재 사이의 접착력이 약하기 때문이다. Alginate-boronic acid와 무세포 진피 이식재를 복합체로 형성하면, alginate-bononic acid의 약한 기계적 물성치를 무세포 진피 이식재가 보완할 수 있고, 동시에 alginate-boronic acid과 무세포 진피 이식재가 복합체 구조로 강력히 결합되기 때문에, 결과적으로 조직에 매우 강력한 접착력을 보일 수 있음을 확인할 수 있었다.
뿐만 아니라 2층 구조의 이식재와 복합체 구조의 이식재를 6주령의 암컷 BALB/c 마우스의 등쪽 피하 주머니의 좌우에 각각 하나씩 이식하고 수술 14일 후 적출하여 형광면역염색을 통해 세포 침투(cell infiltration)을 DAPI로 핵을 염색하여 비교해보았다. 도 24는 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자와 다공성 물질의 구조(복합체 형성 유무) 에 따른 이식재 내부로의 세포 침투 정도를 비교한 이식재와 조직의 경계 부분에서 형광현미경 DAPI 채널을 통해 찍은 형광 이미지이다. 도 24를 참조하면, 2층 구조일 때는 조직의 세포들이 이식재 쪽으로 침투를 하지 못하는 반면, 복합체 구조일 때는 조직의 세포들이 이식재 쪽으로 침투한 것을 확인할 수 있었다.
도 25는 지지체와 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자의 복합체 형성 유무에 따른 이식재 내부로의 세포 침투의 정도를 정량화하여 비교한 데이터이다. 도 25를 참조하면, 단위면적당 이식재로 침투한 핵의 면적을 비교해본 결과, 접착성 이식재가 2층 구조일 때는 0.279%인 반면, 복합체 구조일 때는 6.256%로 높은 세포침투율을 확인할 수 있었다. 이를 통해 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자를 다공성 물질이 2층 구조일 때보다 복합체 구조일 때 접착력이 더 강할 뿐만 아니라 생체적합성이 더 높고 생착 및 혈관 신생에도 더 유리하다는 것을 확인할 수 있다.
커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자과 다공성 물질의 복합체의 건조 유무에 따른 조직에의 접착력을 비교해보았다. 건조시킨 alginate-boronic acid와 무세포 진피 이식재의 복합체와 건조시키지 않은 alginate-boronic acid와 무세포 진피 이식재의 복합체를 각각 피가 뿌려진 젖은 돼지피부에 접착시켰다. 건조시킨 복합체의 경우, 도 18와 도 19과 같이 이식재와 조직 사이의 수분을 흡수하여 잘 접착되었지만, 건조되지 않은 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체의 경우, 젖은 조직에는 잘 접착되지 않았다. 도 20은 접착성 이식재의 건조 전후 조직에의 접착력을 비교한 그래프이다. 도 20을 참조하면, 실제로 건조시킨 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체는 122.63kPa의 강한 접착력을 보였고, 건조시키지 않은 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체는 0.25kPa의 아주 낮은 접착력을 보였다. 이를 통해 건조시킨 복합체를 조직에 적용시키면, 조직과 이식재 사이의 수분을 건조된 복합체가 흡수하고, 이를 통해 복합체의 커플링제가 조직의 표면관능기와 더 잘 결합시켜 더 강한 접착력을 보이는 것을 확인할 수 있었다.
복합체를 형성하는 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자과 다공성 물질을 여러 중량비로 제작하여 각 중량비마다 3마리의 마우스에 이식하여, 수술 14일 후 중량비에 따른 이식재로의 세포침투 정도를 DAPI로 핵을 염색하여 비교해보았다. 도 29는 상기 다공성 물질과 상기 친수설 고분자의 중량부 비에 따라 대상 생체 조직에서 상기 접착성 이식재 내부로 침투한 세포들의 형광 이미지를 비교한 것이다. 도 29를 참조하면, 총 7가지의 중량부 비에서 실험을 해보았고, 각각에서 단위면적당 이식재로 침투한 핵의 면적을 비교하였다. 도 30은 상기 다공성 물질과 상기 친수성 고분자의 총 7가지 중량부 비에서 단위 면적당 이식재로 침투한 핵의 면적을 정량화하여 비교한 그래프이다. 도 30을 참조하면, 복합체의 혼합 영역에 있어서, 중량부 비 100:5 ~ 100:100에서 양호하였으며, 이중 100:12에서 가장 높은 세포 침투율을 보였다. H&E 염색이미지와 마손삼색 염색이미지와 함께 비교분석해본 결과, 중량부 비가 100:12보다 낮은 경우, 낮을수록 이식재가 조직과 접착이 잘 되지 않아 떨어져있는 경우가 많았고, 중량부 비가 100:12보다 높은 경우, 높을수록 세포들이 고분자에 의해 침투하는 것이 저해되는 것을 확인하였다.
커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자과 다공성 물질의 복합체의 세포 독성 및 생체적합성을 Cell counting kit 8 (CCK8)과 AlamarBlue cell viability reagent를 이용하여 측정해보았다. Pristine DMEM (Control)과 상용화된 무세포 진피 이식재(다공성 물질)와 개발한 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자과 다공성 물질의 복합체의 세포 독성과 생체적합성을 비교하였다. 도 26은 세포들이 배양되어있는 각 웰에 CCK-8 용액을 떨어뜨리고 1시간 인큐베이션 후 450nm 파장에서 흡광도를 비교하여 낸 세포 독성 평가 결과이고 도 27은 세포들이 배양되어있는 각 웰에 AlamarBlue cell viability reagent 용액을 떨어뜨리고 1시간 인큐베이션 후 형광현미경(530-560nm에서 들뜸 파장 및 590nm에서 방출 파장)을 이용하여 측정한 형광강도를 비교하여 낸 생체적합성 평가 결과이다. 도 26 및 도 27을 참조하면, 모두 복합체가 상용화된 무세포 진피 이식재와 비슷한 수준을 보이는 것을 확인할 수 있었고, 이를 통해 커플링제가 콘쥬게이션된 친수성 고분자과 다공성 물질의 복합체가 높은 생체적합성과 낮은 세포 독성을 띄는 것을 확인하였다.
마지막으로 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체와 상용화된 무세포 진피 이식재를 마우스 (n=3) 등 쪽 피하 주머니의 좌우에 하나씩 삽입 14일 후, 혈관신생 및 생착률을 비교해보았다. 도 8은 anti-CD31 항체를 이용하여 혈관내피세포를 형광염색한 후, 3마리의 마우스에서 혈관신생 정도를 비교한 형광이미지이다. 도 8을 참조하면, 3마리의 마우스 모두에서 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체에서 상용화된 무세포 진피 이식재 대비 훨씬 많은 혈관신생이 일어난 것을 확인할 수 있다. 도 9는 복합체 형태의 접착성 이식재 및 상용화된 이식재에서 삽입 14일 후 발생한 혈관신생을 정량화하여 비교한 그래프이다. 도 9는 복합체 형태의 접착성 이식재 및 상용화된 이식재 각각의 단위 면적 대비 CD31 염색 면적을 정량화하여 비교한 결과이다. 도 9를 참조하면, 복합체가 무세포 진피 이식재 대비 높은 면적분율을 나타내고 있다. 도 10은 anti-fibroblast marker 항체를 이용하여 섬유아세포를 형광염색한 비교 사진이다. 도 10을 참조하면, 마찬가지로 3마리의 마우스 모두에서 복합체에서 훨씬 높은 생착이 일어난 것을 확인할 수 있다.
도 11은 복합체 형태의 접착성 이식재 및 상용화된 이식재에서 삽입 14일 후 발생한 섬유아세포의 생착을 정량화하여 비교한 그래프를 나타낸다. 도 11을 참조하면, 정확한 비교를 위해 단위 면적 대비 fibroblast marker 염색 면적을 정량화하여 비교해 보았을 때, 도 11을 참조하면, 복합체가 무세포 진피 이식재 대비 높은 면적분율을 나타내고 있다. 이를 통해 alginate-boronic acid 와 무세포 진피 이식재의 복합체, 즉 접착성 이식재에서 상용화된 무세포 진피 이식재보다 혈관신생 및 생착이 잘 일어나는 것을 확인할 수 있었다.
Claims (22)
- 생착 향상을 위한 접착성 이식재로서,다공성 물질을 포함하는 지지체;상기 지지체가 대상 생체 조직에 접착되도록 생체 조직의 표면관능기와 결합가능한 커플링제; 및친수성 고분자를 포함하되,상기 커플링제가 상기 친수성 고분자와 콘쥬게이션되어 있는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,상기 지지체와 상기 친수성 고분자가 혼합되어 복합체 형태를 갖는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 2에 있어서,상기 복합체 중 상기 다공성 물질과 상기 친수성 고분자가 함께 존재하는 혼합 영역에 있어서, 상기 지지체 100 중량부에 대하여 상기 접착성 물질이 1 내지 1,000 중량부인 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,상기 다공성 물질의 공극 직경이 100nm 내지 4.0mm인 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,건조된 상태를 가지는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,상기 다공성 물질은 면역거부반응인자들이 제거된 무세포 이식재인 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,상기 커플링제는 상기 지지체의 표면관능기와 상기 친수성 고분자의 관능기와 동시에 물리적 또는 화학적 결합을 할 수 있는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,가교제를 더 포함하는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,고밀도 일차 아민 고분자를 더 포함하는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 1에 있어서,상기 접착성 이식재는 패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 것인 접착성 이식재.
- 청구항 10에 있어서,패치 또는 매트릭스 형태를 갖는 상기 접착성 이식재의 탄성 계수는 120분간 멸균 인산완충생리식염수(Phosphate-buffered saline, PBS)에 수화시켰을 때 기준으로 50Pa 내지 50GPa인 것인 접착성 이식재.
- (a) 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계;(b) 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계; 및(c) 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계를 포함하는 접착성 이식재의 제조방법.
- 청구항 12에 있어서,(d) 상기 (c) 단계 이후, 상기 복합체를 건조하는 단계를 더 포함하는 것인 접착성 이식재의 제조방법.
- 청구항 13에 있어서,상기 건조단계는 동결건조 방식으로 수행되는 것인 접착성 이식재의 제조방법.
- 청구항 12에 있어서,상기 용액은 가교제를 더 포함하는 것인 접착성 이식재의 제조방법.
- 청구항 15에 있어서,(e) 상기 지지체에 상기 용액을 함침시킨 후 가교 공정을 수행하는 단계를 더 포함하는 것인 접착성 이식재의 제조방법.
- (a) 커플링제와 친수성 고분자의 용액을 제공하는 단계;(b) 다공성 물질을 포함하는 지지체를 준비하는 단계;(c) 상기 지지체에 상기 용액을 함침시켜 상기 친수성 고분자와 상기 다공성 물질 간의 혼합 영역이 존재하는 복합체를 형성하는 단계; 및(d) 상기 복합체를 대상 생체 조직에 적용하는 단계를 포함하는 접착성 이식재의 생착 방법.
- 청구항 17에 있어서,상기 다공성 물질은 무세포진피기질인 것인 접착성 이식재의 생착 방법.
- 청구항 17에 있어서,상기 (d) 단계는 상기 접착성 이식재를 보형물에 감싼 후 체내에 삽입하는 단계를 포함하는 것인 접착성 이식재의 생착 방법.
- 청구항 17에 있어서,상기 (d) 단계는 상기 접착성 이식재를 상처 부위에 적용하는 단계를 포함하는 것인 접착성 이식재의 생착 방법.
- 청구항 17에 있어서,상기 용액은 전도성 물질을 함유하는 것인 접착성 이식재의 생착 방법.
- 청구항 17에 있어서,상기 (d) 단계는 상기 접착성 이식재를 신경 부위에 적용하는 단계를 포함하는 것인 접착성 이식재의 생착 방법.
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