KR101304224B1 - 혈관폐색 고분자 섬유 및 이의 제조방법 - Google Patents

Abstract

본 발명은 혈관폐색 고분자 섬유 및 이의 제조방법에 관한 것으로 가교제를 서로 다른 함량으로 포함하여 혈액 내에서의 팽창율이 서로 다른 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 이중층 구조로 형성함으로써, 직선 형태의 고분자 섬유가 혈액 내에서 굽힘변형이 일어나 코일 형태로 형성되므로 혈관을 폐색할 수 있으며 가교제의 농도 및 고분자 섬유의 두께를 달리하여 원하는 형상 및 크기의 코일로 사전에 디자인할 수 있다.

Description

혈관폐색 고분자 섬유 및 이의 제조방법{Angiostenosis polymer film and method for manufacturing the same}

본 발명은 고분자 섬유가 혈액 내에서 굽힘변형이 일어나 코일 형태로 형성되므로 혈관을 폐색할 수 있으며 원하는 형상 및 크기의 코일로 사전에 디자인할 수 있는 혈관폐색 고분자 섬유 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

현대 성인의 단일 질환 사망원인 1위인 출혈성 뇌졸중은 뇌혈관질환 중 동맥류 파열에 의한 것으로서, 다양한 신경학적 이상 증상을 유발하고 사망률 및 중병 유병률이 높다.

상기 출혈성 뇌졸중의 원인질환으로는 뇌동맥류(aneurysm), 뇌동정맥 기형(arterivenous malformation, AVM), 뇌경막 동정맥루(dural arteriovenous fistula, AVF) 등이 있으며, 이 중 뇌동맥류는 전체 인구 중 4~5%에서 발생하고 지주막하 출혈에 의하여 약 1/3이 발생 즉시 사망하는 것으로 알려져 있으며, 생존하는 경우 24시간 이내에 재출혈과 대부분 중대한 신경학적 후유증을 남긴다.

상기 뇌동맥류 질환의 혈관내 치료로는 혈관폐색 치료 기술이 효과적이다.

혈관폐색 치료 기술(embolotheraphy)은 기형인 혈관을 폐색시켜 왜곡된 혈류를 정상화시킨다. 또한, 병소(암) 치료를 위해서는 병소(암) 부위의 혈류를 차단함으로써 병소(암)의 크기를 축소시키고 병소(암) 발생 부위의 고사를 유도하며, 병소(암) 부위 제거 수술을 간소화 시켜 출혈을 최소화시킨다.

혈관폐색 치료 기술은 외과적 수술 없이 병변 치료가 가능하므로 수술에 비하여 상대적으로 과혈류 증상 완화 및 출혈 방지가 가능하고, 비침습적이며, 뇌 견인과 수술의 직접 상해에 의한 뇌 및 정상혈관 손상이 거의 없을 뿐만 아니라, 뇌혈관연축이 동반된 경우 동시에 시행할 수 있는 장점이 있다.

혈관을 폐색시키기 위해서는 혈관의 종류나 크기, 또는 부위에 따라 여러 가지 형태의 혈관폐색물질 또는 장치 (device)가 사용되어진다.

혈관폐색 장치의 이상적인 조건으로는 1) 목표 혈관의 완전한 폐색, 2) 최소의 독성 및 주변 조직 부작용, 3) 최소의 고통과 안전성, 4) 폐색의 높은 성공률과 혈류의 재발생방지, 5) 쉬운 조작술, 6) 낮은 비용, 그리고 7) 다양한 부위의 혈관폐색에 사용되어질 수 있을 것 등이 요구된다.

혈관폐색 장치의 대표적인 예로는 백금 금속코일, 그 중 전기 분리형 코일인 GDC(Guglielmi detachable coil, Boston Scientific사, 미국)가 있다. 그러나 상기 코일은 불완전한 폐색으로 인하여 혈류 유입 및 유동에 의하여 코일이 이동(dislocation)하고 목 부분의 동맥류를 막기 어렵거나 복잡한 모양으로 형성된 멀티로브(multi-lobe)형태를 완전히 정합하여(conform) 채우기 어려운 문제가 있다.

폐색의 치밀도 및 질환부와의 정합을 향상시키기 위해 다양한 형태의 코일이 개발되어 왔으나, 해부학적으로 동맥류 재개통과 이의 재치료 위험성이 근본적으로 해결되지 못하고 있으며, 맞춤형 시술의 한계, 외부 손상에 의한 변형 등의 문제도 있다.

따라서 혈관폐색의 치밀도 및 질환부와의 정합을 향상시키고 생체적합성이 높은 혈관폐색 장치가 요구된다.

본 발명의 목적은 혈액 내에서 굽힘변형이 일어나 코일 형태로 형성되므로 혈관을 폐색할 수 있으며 원하는 형상 및 크기의 코일로 사전에 디자인할 수 있는 혈관폐색 고분자 섬유를 제공하는데 있다.

또한, 본 발명의 다른 목적은 상기 고분자 섬유를 제조하는 방법을 제공하는데 있다.

상기한 목적을 달성하기 위한 본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유는 고분자와 가교제를 포함하되, 상기 가교제를 서로 다른 함량으로 포함함으로써 혈액 내에서의 팽창율이 서로 다른 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 이중층 구조로 형성된다.

상기 고분자 100 중량부에 대하여 0.1 내지 10 중량부, 바람직하게는 0.5 내지 7 중량부의 가교제가 첨가된다. 또한, 보다 바람직하게는 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름에 첨가되는 가교제가 서로 3 내지 15배 차이가 나는 함량으로 첨가된다.

상기 고분자는 PVA(poly vinyl alcohol)이며, 가교제는 글루타르알데히드(glutaraldehyde)이다.

상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 100 내지 350%의 질량 팽창율 내에서 팽창율이 서로 상이하다.

상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 100 내지 800%의 부피 팽창율 내에서 팽창율이 서로 상이하며, 바람직하게 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 부피 팽창율은 서로 50 내지 300% 차이가 난다.

상기 고분자 섬유의 평균두께는 30 내지 250 ㎛이다.

상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 PVA(poly vinyl alcohol) 및 글루타르알데히드(glutaraldehyde)를 포함하는 혼합물로 접착된다.

또한, 상기 다른 목적을 달성하기 위한 본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법은 고분자를 증류수에 용해하는 단계, 상기 용해된 고분자 수용액을 제1 및 제2 고분자 수용액으로 분리한 후 가교제의 함량을 다르게 한 가교제를 첨가하는 단계, 상기 가교제가 첨가된 제1 및 제2 고분자 수용액에 촉매를 첨가하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 제조하는 단계, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 플레이트에 도포하여 상온에서 건조함으로써 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름으로 제조하는 단계, 상기 건조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 사이에 상기 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 도포하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 접착하는 단계 및 상기 접착된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 열과 압력으로 결합시켜 고분자 섬유를 제조하는 단계를 포함한다.

상기 가교제는 고분자 100 중량부에 대하여 0.1 내지 10 중량부, 바람직하게는 0.5 내지 7 중량부 내에서 상기 제1 및 제2 고분자 수용액에 서로 다른 함량으로 첨가된다. 또한, 제1 및 제2 고분자 수용액에 첨가되는 가교제는 서로 3 내지 15배 차이가 나는 함량으로 첨가된다.

상기 고분자 수화겔 필름의 고분자는 PVA(poly vinyl alcohol)이며, 가교제는 글루타르알데히드(glutaraldehyde)이다.

상기 고분자 섬유의 평균두께는 30 내지 250 ㎛이다.

본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유는 원하는 형상 및 크기 등으로 코일이 형성되도록 사전에 디자인할 수 있으며, 이렇게 사전에 디자인된 고분자 섬유를 혈관에 삽입하면 혈액 내에서 굽힘변형이 일어나 사전에 예측한 디자인에 따라 코일 형태로 형성되어 혈관을 폐색하므로 혈관폐색의 치밀도 및 질환부와의 정합이 향상될 뿐만 아니라 다양한 부위의 혈관폐색에 이용할 수 있다.

또한, 본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유는 생체 내에서 생분해성이 없으며 생체적합성이 우수한 폴리비닐알코올(PVA, poly vinyl alcohol)을 이용하므로 생체 내에서 독성을 유발하거나 주변 조직과의 부작용이 발생되지 않는다.

또한, 본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유는 혈액 내에서 환자가 인지하지도 못하는 사이에 코일형태로 형성되므로 고통이 없다.

도 1은 본 발명의 일 실시예에 따라 제조된 고분자 섬유가 혈액 내에서 코일형상으로 변화하는 과정을 도시한 도면이다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따라 고분자 섬유를 제조하는 방법을 나타낸 흐름도이다.
도 3은 본 발명의 고분자 수화젤 필름에 대한 질량 팽창율 및 부피 팽창율을 나타낸 그래프이다.
도 4는 본 발명의 실시예에 따라 제조된 고분자 섬유를 물에 첨가하고 20분이 경과한 시점의 형상을 나타낸 사진이다.
도 5는 본 발명의 실시예에 따라 제조된 고분자 섬유를 혈액 및 물에 첨가하고 20분이 경과한 시점의 형상을 나타낸 사진이다.

본 발명은 혈액 내에서 굽힘변형이 일어나 코일 형태로 형성되므로 혈관을 폐색할 수 있으며 가교제의 농도 및 고분자 섬유의 두께를 달리하여 원하는 형상 및 크기의 코일로 사전에 디자인할 수 있는 혈관폐색 고분자 섬유 및 이의 제조방법에 관한 것이다.

이하, 본 발명을 상세하게 설명한다.

본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유는 팽창율이 서로 다른 두 개의 고분자 수화겔 필름(제1, 제2 고분자 수화겔 필름)을 이중층 구조로 적층하여 형성된다.

이러한 고분자 섬유는 도 1에 도시된 바와 같이 혈액 내에 투입되면 혈액 내에서의 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 서로 다른 팽창율에 의하여 굽힘변형이 일어나 고분자 섬유가 동그랗게 말려진 형태인 코일 형상으로 변형된다. 이때 고분자 섬유의 코일 형상은 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 팽창율 차이 및 고분자 섬유의 두께에 따라 원하는 형상 및 크기로 다양하게 제조된다.

상기 고분자 수화겔 필름은 고분자와 가교제를 포함하는 것으로서, 상기 고분자로는 기계적 물성 및 생체적합성이 우수하며 화학적 개질이 없이도 수분 흡수율의 제어범위가 넓은 고분자이면 어느 것이든 사용할 수 있으나, 바람직하게는 폴리비닐알코올(PVA, poly vinyl alcohol)을 들 수 있다. 또한, 상기 가교제로는 수성환경에서 영구적으로 안정적인 결합을 할 수 있는 가교제이면 어느 것이든 사용할 수 있나, 바람직하게는 글루타르알데히드(glutaraldehyde)를 들 수 있다.

상기 PVA와 글루타르알데히드는 하기 반응식의 합성과정으로 합성되어 가교결합을 함으로써 고분자 수화겔 필름을 제조한다.

[반응식]

상기 고분자 수화겔 필름은 고분자인 PVA 100 중량부에 대하여 가교제인 글루타르알데히드가 0.1 내지 10 중량부, 바람직하게는 0.5 내지 7 중량부로 포함되어 제조되며, 이때 질량 팽창율은 100 내지 350%이고, 부피 팽창율은 100 내지 800%이다.

상기 팽창율이 서로 다른 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 제조하기 위해서는 상기 가교제 범위 내에서 함량을 서로 다르게 하여 고분자에 가교제를 첨가한다.

상기 가교제를 PVA 100 중량부에 대하여 하한치 미만으로 첨가하여 제조된 고분자 수화겔 필름을 적어도 한 층에 포함한 고분자 섬유는 원하는 코일 형상으로 변형되지 못하며, 가교제를 상한치 초과로 첨가하여 제조된 고분자 수화겔 필름을 적어도 한 층에 포함한 고분자 섬유는 굽힘변형의 거동에 차이가 없다.

바람직하게, 본 발명의 고분자 섬유는 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름에 첨가되는 가교제를 서로 3 내지 15배 차이가 나는 함량으로 첨가하여 제조된다. 일예로 가교제가 서로 15배 차이가 나는 함량으로 첨가되는 경우로는, 고분자 섬유의 제1 고분자 수화겔 필름은 고분자 100 중량부에 대하여 0.5 중량부의 가교제를 첨가하여 제조된 것이고, 제2 고분자 수화겔 필름은 고분자 100 중량부에 대하여 6 중량부의 가교제를 첨가하여 제조된 것을 들 수 있다.

상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름에 첨가되는 가교제의 함량 차이가 3배 미만인 경우에는 고분자 섬유가 코일 형상을 이룰 수 없으며, 가교제의 함량 차이가 15배 이상인 경우에는 더 작은 곡률반경을 갖는 코일로 형성되기 어려우므로 가교제 함량 차이가 15배 이상은 코일의 형상에 변화가 없다.

더욱 바람직하게, 본 발명의 고분자 섬유는 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 부피 팽창율이 서로 50 내지 300% 차이가 나도록한다. 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 부피 팽창율 차이가 상기 하한치 미만인 경우에는 고분자 섬유가 코일 형상을 이룰 수 없으며, 부피 팽창율 차이가 상기 상한치 초과인 경우에는 코일 형상에 변화가 없다.

본 발명의 고분자 섬유는 평균두께에 의해서도 원하는 형상 및 크기의 코일을 제조할 수 있다. 상기 고분자 섬유의 평균두께는 30 내지 250 ㎛, 바람직하게는 50 내지 200 ㎛이다.

상기 고분자 섬유의 평균두께가 하한치 미만인 경우에는 사용되는 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 두께도 매우 얇으므로 기계적 물성이 저하되어 고분자 섬유를 혈관에 삽입 시 사용하는 카테터 내에서 이동이 어려워지며, 평균두께가 상한치 초과인 경우에는 팽창율 차이가 크게 나는 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 사용하더라도 굽힘변형이 작게 일어나 코일 형상으로 변형되지 못하며, 코일 형성을 형성하는데 오랜 시간이 소요되어 시술이 힘들어질 수 있다.

또한, 상기 고분자 섬유는 원하는 코일 형상 및 크기에 따라 팽창율이 높거나 낮은 고분자 수화겔 필름 중 하나를 더 두껍게 사용할 수 있다. 예를 들어, 코일의 곡률반경을 작게 하기위해서 가교제의 농도가 높은(팽창율이 낮음) 제2 고분자 수화겔 필름을 150 ㎛ 두께로 하고 가교제의 농도가 낮은(팽창율 높음) 제1 고분자 수화겔 필름을 50 ㎛ 두께로 하여 고분자 섬유를 제조한다.

고분자 섬유의 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 접착제에 의하여 접착되는데, 상기 접착제는 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름을 제조할 때 사용하는 PVA(poly vinyl alcohol) 및 글루타르알데히드(glutaraldehyde)이 포함된 혼합물이다.

상기 팽창율은 질량 팽창율 및 부피 팽창율을 의미하는 것으로서, 구체적으로 팽창율이 높다는 것은 질량 팽창율 및 부피 팽창율이 높다는 것을 의미한다.

또한, 본 발명은 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법을 제공하며, 도 2를 참조하여 설명한다.

본 발명의 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법은 고분자를 증류수에 용해하는 단계(S110), 상기 용해된 고분자 수용액을 제1 및 제2 고분자 수용액으로 분리한 후 가교제의 함량을 다르게 한 가교제를 첨가하는 단계(S120), 상기 가교제가 첨가된 제1 및 제2 고분자 수용액에 촉매를 첨가하는 단계(S130), 상기 촉매가 혼합된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 플레이트에 도포하여 상온에서 건조함으로써 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름으로 제조하는 단계(S140), 상기 건조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 사이에 상기 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 도포하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 접착하는 단계(S150) 및 상기 접착된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 50 내지 80 ℃에서 1.0X10⁴ 내지 1.0X10⁶ Pa의 압력으로 결합시켜 고분자 섬유를 제조하는 단계(S160)를 포함한다. 또한, 상기 S160 단계에서 제조된 고분자 섬유를 세척 후 40 내지 60 ℃의 진공오븐에서 10 내지 15 시간 동안 건조하는 단계를 더 포함하여 고분자 수화겔 필름간의 결합을 더욱 견고히 할 수 있다.

먼저, S110 단계에서는 고분자를 증류수에 첨가한 후 90 내지 120 ℃의 온도에서 50 내지 80분 동안 용해한다. 이때 사용되는 고분자로 바람직하게는 PVA를 들 수 있다.

다음으로, S120 단계에서는 상기 S110 단계에서 제조된 고분자 수용액을 두 개로 분리한 후 제1 및 제2 고분자 수용액에 가교제의 함량을 달리하여 첨가하고 이를 2 내지 10분 동안 교반한다. 이때 사용되는 가교제는 글루타르알데히드이며, 고분자 수용액에 첨가되는 가교제의 함량은 고분자 100 중량부에 대하여 0.1 내지 10 중량부, 바람직하게는 0.5 내지 7 중량부로서, 상기 제1 및 제2 고분자 수용액에 상기 가교제 함량 범위 내에서 서로 다른 함량으로 가교제를 첨가한다. 이때, 바람직하게는 제1 및 제2 고분자 수용액에 첨가되는 가교제의 함량이 서로 3 내지 15배 차이가 나도록 첨가되는 것이다.

다음으로, 상기 S130 단계에서는 S120 단계에서 제조된 제1 및 제2 고분자 수용액(가교제 포함)에 상기 수용액 총 부피%에 대하여 촉매 3 내지 7 부피%를 각각 첨가하여 PVA와 글루타르알데히드의 가교결합을 촉진함으로써 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 제조한다. 상기 촉매는 증류수 60 내지 80 부피%, 황산 0.5 내지 3 부피%, 아세트산 3 내지 10 부피% 및 메타올 10 내지 30 부피%의 혼합물이다.

다음으로, 상기 S140 단계에서는 상기 S130 단계에서 제조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 접시 등의 플레이트에 각각 도포한 후 상온에서 65 내지 80시간 동안 건조하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 제조한다. 이때 제조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 각각의 두께는 25 내지 150 ㎛, 바람직하게는 50 내지 125 ㎛이다.

다음으로, 상기 S150 단계에서는 상기 S140 단계에서 제조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 사이에 접착제를 0.1 내지 0.5 ㎛의 두께로 도포하여 고분자 수화겔 필름을 접착한다. 이때 사용된 접착제는 고분자 수화겔 필름을 접착할 수 있는 접착제이면 어느 것이든 사용할 수 있으나, 보다 단단한 접착을 위하여 바람직하게는 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름과 동일한 성분, 예컨대 상기 S130 단계에서 제조된 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물이다.

다음으로, 상기 S160 단계에서는 상기 S150 단계에서 제조되어 접착된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 50 내지 80 ℃에서 1.0X10⁴ 내지 1.0X10⁶ Pa의 압력으로 결합시키고 압력을 푼 후 40 내지 60 ℃의 오븐에서 1 내지 4시간 동안 방치하여 화학적 결합을 완료시켜 고분자 섬유를 제조한다. 상기 온도 및 압력 범위를 벗어나는 경우에는 고분자 섬유의 기계적 물성을 저하시킬 수 있다.

이와 같이 제조된 혈관폐색 고분자 섬유는 혈액 내에서 원하는 형상 및 크기를 갖도록 사전에 디자인된 다수의 고분자 섬유로 이루어진 섬유다발 구조체로 제조되며, 방사선에 투명한 고분자 섬유에 비투과성을 부여하기 위하여 바륨(Ba), 비스무트(Bi), 텅스텐(W) 및 탄탈(Ta)로 이루어진 그룹 중에서 선택된 1종 이상을 첨가하여 개질함으로써 혈관조영술에 적합도록 한다.

이하, 본 발명의 이해를 돕기 위하여 바람직한 실시예를 제시하나, 하기 실시예는 본 발명을 예시하는 것일 뿐 본 발명의 범주 및 기술사상 범위 내에서 다양한 변경 및 수정이 가능함은 당업자에게 있어서 명백한 것이며, 이러한 변형 및 수정이 첨부된 특허청구범위에 속하는 것도 당연한 것이다.

제조예 1 내지 8. 고분자 수화젤 필름 제조

PVA(Sigma Aldrich, Mw = 146,000 186,000, +99 % hydrolysis) 5 g을 95 ㎖의 증류수에 첨가한 후 100 ℃에서 1시간 동안 PVA를 용해하고 용해된 PVA 수용액을 상온에서 식힌다. 상기 제조된 PVA 수용액을 8개로 나눈 후 각각의 PVA 수용액에 PVA 100 중량부에 대하여 글루타르알데히드 0.5, 1, 2, 3, 4, 5, 6, 7 중량부를 참가하여 3분 동안 교반하고 촉매를 첨가하였다. 그 후 상기 제조된 혼합물을 플레이트에 도포한 후 상온에서 72시간 동안 건조하여 글루타르알데히드 함량이 다른 8개의 고분자 수화젤 필름 제조하였다. 상기 촉매는 증류수 23.2 ㎖, 황산 0.3 ㎖, 메탄올 5 ㎖ 및 아세트산 1.5 ㎖가 혼합되어 제조되었다.

시험예 1.

혈액의 온도와 유사하도록 37 ℃의 물에 상기 제조예에서 제조된 8개의 고분자 수화젤 필름을 첨가한 후 시간에 따른 질량 팽창율 및 부피 팽창율을 측정하여 도 3에 나타내었다.

도 3a는 두께가 100 ㎛인 고분자 수화젤 필름의 질량 팽창율이며, 도 3b는 두께가 100 ㎛인 고분자 수화젤 필름의 부피 팽창율이고, 도 3c는 두께가 200 ㎛인 고분자 수화젤 필름의 질량 팽창율이며, 도 3d는 두께가 200 ㎛인 고분자 수화젤 필름의 부피 팽창율이다.

도 3에 도시된 바와 같이, 가교제의 농도가 커질수록 팽창률이 줄어들며, 필름의 두께가 두꺼울수록 팽창속도가 느려지는 것을 확인하였다.

따라서 상기 가교제의 함량 및 필름의 두께에 따라 팽창율과 팽창속도를 조절할 수 있으므로 이러한 필름을 이용하여 고분자 필름을 제조하면 혈액 내에서 원하는 형상 및/또는 크기로 변형이 가능한 고분자 섬유를 제조할 수 있다.

실시예 1.

상기 제조예에서 제조된 글루타르알데히드가 6 중량부로 첨가된 두께가 100 ㎛인 제2 고분자 수화젤 필름 상면에 접착제를 도포한 후 그 위에 글루타르알데히드가 0.5 중량부로 첨가된 두께가 100 ㎛인 제1 고분자 수화젤 필름을 올려 접착한 후 60 ℃에서 1.0X10⁵ Pa의 압력을 10분 동안 가하고 압력을 푼 후 50 ℃의 오븐에서 2시간 동안 방치하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다. 상기 접착제는 제1 고분자 수화젤 필름을 제조시 사용된 고분자 수화젤 필름 화합물이다.

실시예 2.

상기 실시예 1과 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름과 제2 고분자 수화젤 필름의 두께를 각각 50 ㎛로 하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

실시예 3.

상기 실시예 1과 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름으로 글루타르알데히드가 1 중량부로 첨가된 고분자 수화젤 필름을 사용하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

실시예 4.

상기 실시예 3과 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름과 제2 고분자 수화젤 필름의 두께를 각각 50 ㎛로 하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

실시예 5.

상기 실시예 1과 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름으로 글루타르알데히드가 2 중량부로 첨가된 고분자 수화젤 필름을 사용하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

실시예 6.

상기 실시예 5와 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름과 제2 고분자 수화젤 필름의 두께를 각각 50 ㎛로 하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

시험예 2.

혈액의 온도와 유사하도록 37 ℃의 물에 상기 실시예에서 제조된 고분자 섬유를 첨가하여 20분 동안 방치한 후 고분자 섬유의 형상을 관찰하였으며, 이를 도 4에 나타내었다.

도 4a는 물에 침지시키기 전의 실시예 1에서 제조된 고분자 섬유이며, 도 4b는 실시예 1에서 제조된 고분자 섬유이고, 도 4c는 실시예 3에서 제조된 고분자 섬유이며, 도 4d는 실시예 5에서 제조된 고분자 섬유이며, 도 4e는 실시예 2에서 제조된 고분자 섬유이며, 도 4f는 실시예 4에서 제조된 고분자 섬유이며, 도 4g는 실시예 6에서 제조된 고분자 섬유이다.

도 4에 도시된 바와 같이, 고분자 섬유의 두께가 200 ㎛인 실시예 1, 3, 5는 고분자 섬유의 두께가 100 ㎛인 실시예 2, 4, 6에 비하여 곡률반경이 큰 것으로 확인되었으며, 실시예 1 내지 4에 비하여 제1 및 제2 고분자 수화젤 필름에 첨가된 가교제의 함량 차이가 적은 실시예 5 및 6의 곡률반경이 큰 것으로 확인되었다.

또한, 도 4b, 4c, 4d와 같이 코일 형태로 형성되기 까지 15분이 소요되었으며, 도 4e, 4f, 4g와 같이 코일 형태로 형성되기까지 5분이 소요되었다.

그러므로 고분자 섬유의 두께 및 가교제 함량에 따른 팽창율의 차이에 의하여 코일로의 변형 속도, 곡률반경을 조절할 수 있는 것을 확인하였다. 이에 따라 혈액 내에서의 고분자 섬유의 변형 속도를 조절할 수 있으며, 원하는 형상 및/또는 크기로의 변형이 가능하다.

실시예 7.

상기 실시예 1과 동일하게 실시하되, 상기 제1 고분자 수화젤 필름으로 팽창율이 0에 가까운 이미드 필름을 사용하여 혈관폐색 고분자 섬유를 제조하였다.

시험예 3.

혈액 및 37 ℃의 물에 상기 실시예 7에서 제조된 고분자 섬유를 첨가하여 20분 동안 방치한 후 고분자 섬유의 형상을 관찰하였으며, 이를 도 5에 나타내었다.

도 5a는 혈액 및 물에 고분자 섬유를 넣기 전 사진이며, 도 5b, 도 5c, 도 5d, 도 5e는 고분자 필름을 혈액 및 물에 넣은 후 각각 1분, 3분, 5분, 10분이 경과된 사진이고, 5f는 최대로 팽윤된 고분자 필름의 사진이다.

도 5에 도시된 바와 같이, 이미드 필름을 사용한 경우의 고분자 필름도 코일형태로 형성될 수 있지만 장시간 혈액 및 물속에 침지하면 고분자 필름끼리의 접착이 풀리는 문제가 있다. 또한, 이미드 필름끼리 사용한 고분자 섬유는 코일로 형성되지 않는 문제가 있다.

그러므로 고분자로 PVA를 사용한 고분자 수화젤 필름끼리 접착하여 고분자 섬유를 제조하는 것이 바람직하다.

Claims (16)

1. 고분자와 가교제를 포함하되, 상기 가교제를 서로 다른 함량으로 포함함으로써 혈액 내에서의 팽창율이 서로 다른 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 이중층 구조로 형성하는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
2. 제1항에 있어서, 상기 고분자 100 중량부에 대하여 0.1 내지 10 중량부의 가교제를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
3. 제1항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름에 첨가되는 상기 가교제의 함량은 서로 3 배 내지 15배 차이가 나는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
4. 제1항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 100 내지 350%의 질량 팽창율 내에서 팽창율이 서로 상이한 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
5. 제1항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 100 내지 800%의 부피 팽창율 내에서 팽창율이 서로 상이한 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
6. 제5항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름의 부피 팽창율은 서로 50 내지 300% 차이가 나는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
7. 제1항에 있어서, 상기 고분자 섬유의 평균두께는 30 내지 250 ㎛인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
8. 제1항에 있어서, 상기 고분자는 폴리비닐알코올(PVA)인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
9. 제1항에 있어서, 상기 가교제는 글루타르알데히드(glutaraldehyde)인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
10. 제1항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름은 폴리비닐알코올(PVA) 및 글루타르알데히드(glutaraldehyde)를 포함하는 혼합물로 접착되는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유.
11. 고분자를 증류수에 용해하는 단계;
    상기 용해된 고분자 수용액을 제1 및 제2 고분자 수용액으로 분리한 후 가교제의 함량을 다르게 첨가하는 단계;
    상기 가교제가 첨가된 제1 및 제2 고분자 수용액에 촉매를 첨가하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 제조하는 단계;
    상기 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 플레이트에 도포하여 상온에서 건조함으로써 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름으로 제조하는 단계;
    상기 건조된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름 사이에 상기 제1 또는 제2 고분자 수화겔 필름 혼합물을 도포하여 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 접착하는 단계; 및
    상기 접착된 제1 및 제2 고분자 수화겔 필름을 열과 압력으로 결합시켜 고분자 섬유를 제조하는 단계를 포함하는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.
12. 제11항에 있어서, 상기 가교제는 고분자 100 중량부에 대하여 0.1 내지 10 중량부 내에서 첨가되는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.
13. 제11항에 있어서, 상기 제1 및 제2 고분자 수용액에 첨가되는 가교제의 함량은 서로 3 내지 15배 차이가 나는 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.
14. 제11항에 있어서, 상기 고분자는 PVA(poly vinyl alcohol)인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.
15. 제11항에 있어서, 상기 가교제는 글루타르알데히드(glutaraldehyde)인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.
16. 제11항에 있어서, 상기 고분자 섬유의 평균두께는 30 내지 250 ㎛인 것을 특징으로 하는 혈관폐색 고분자 섬유의 제조방법.

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