KR101791691B1

KR101791691B1 - Biomedical device coated with hydrophilic polymer comprising polyethyleneglycol, polyethyleneimine and dopa, and method preparing the same

Info

Publication number: KR101791691B1
Application number: KR1020110003502A
Authority: KR
Inventors: 나건; 박우람
Original assignee: 가톨릭대학교 산학협력단
Priority date: 2011-01-13
Filing date: 2011-01-13
Publication date: 2017-10-31
Also published as: KR20120082156A

Abstract

본 발명은 홍합의 접착 단백질을 모방한 친수성 고분자를 이용하여 표면이 피복된 생체 의료 장치 및 그 제조방법에 관한 것이다. 본 발명의 생체 의료 장치는 폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 고분자의 피복에 의해 표면이 친수성으로 개질되어, 생물학적 오염(단백질, 지질, 세포 등의 부착)이 방지되며, 항혈전성 및 생체적합성이 향상되는 우수한 효과를 나타낸다.The present invention relates to a biomedical device having a surface coated with a hydrophilic polymer mimicking an adhesive protein of a mussel, and a method for producing the same. The biomedical device of the present invention is a biomedical device in which the surface is modified to be hydrophilic by covering with a polymer including polyethylene glycol, polyethyleneimine and dopa to prevent biological contamination (attachment of proteins, lipids, cells, etc.) And exhibits an excellent effect of improving suitability.

Description

폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 친수성 고분자를 이용하여 피복된 생체 의료 장치 및 그 제조방법{BIOMEDICAL DEVICE COATED WITH HYDROPHILIC POLYMER COMPRISING POLYETHYLENEGLYCOL, POLYETHYLENEIMINE AND DOPA, AND METHOD PREPARING THE SAME}FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to a biomedical device coated with a hydrophilic polymer including polyethylene glycol, polyethyleneimine, and dopa, and a method of manufacturing the same.

본 발명은 홍합의 접착 단백질을 모방한 친수성 고분자를 이용하여 피복된 생체 의료 장치 및 그 제조방법에 관한 것이다. 보다 상세하게는 본 발명은 폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 공중합체로 피복됨으로써 친수성으로 표면 개질된 생체 의료 장치 및 그 제조방법에 관한 것이다.The present invention relates to a biomedical device coated with a hydrophilic polymer mimicking an adhesive protein of a mussel and a method for producing the same. More particularly, the present invention relates to a biomedical device which is surface-modified by being coated with a copolymer including polyethylene glycol, polyethyleneimine and dopa, and a method for producing the same.

사람의 체내 및 사람의 신체에 사용하기 위한 장치는 널리 공지되어 있다. 이와 같은 장치 표면의 화학 조성물은 장치의 전반적인 효력을 나타내는데 중요한 역할을 한다. 예를 들면, 카테터, 스텐트, 렌즈 및 임플란트를 포함하는 많은 장치들은 생물학적으로 오염되지 않은, 즉 단백질, 지질 및 세포가 장치 표면에 부착되지 않을 것을 요구한다. 이러한 형태는 의료 장치를 피복함으로써 획득될 수 있다. 또한 렌즈는 착용자의 편안함을 보장하기 위해서 누액에 의해 습윤성으로 되어야 한다. 추가 예로, 항미생물이 피복된 표면을 갖는 장치는 미생물 감염을 감소시키는 유리한 이점이 있다. 장치 표면에 목적하는 특징을 제공하기 위한 장치 표면의 다양한 피복 방법이 개발되어 왔다. 그러나 안정한 피복물을 제공하는 간단하고 효율적인 방법이 여전히 요구되고 있는 실정이다.Apparatuses for use in the human body and the human body are well known. Such a chemical composition on the surface of the device plays an important role in indicating the overall effect of the device. For example, many devices, including catheters, stents, lenses and implants, require that no biocompatible, i. E. Proteins, lipids and cells are attached to the device surface. This form can be obtained by covering the medical device. In addition, the lens must be wettable by leakage to ensure comfort of the wearer. As a further example, devices with antimicrobially coated surfaces have the advantage of reducing microbial infection. Various coating methods of the device surface have been developed to provide desired features to the device surface. However, there is still a need for a simple and efficient method of providing a stable coating.

인공심장판막은 선천적 또는 후천적으로 결손된 심장판막 대신에 이식되어 사용되고 있으며, 생체조직으로 만들어진 생체조직 판막(tissue valve) 또는 티타늄 등의 금속 재료로 만들어진 기계식 판막(mechanical valve)이 있다. 이 중에 생체조직 판막은 생체적합성은 좋으나, 석회화 등으로 인하여 체내 내구성이 떨어지는 단점이 있고, 기계식 판막은 내구성은 우수하나 혈전(thrombus) 형성이 수반되므로 평생 항혈전제(anticoagulant)를 복용해야 하는 단점이 있다. 기계식 판막의 항혈전성을 개선하기 위해 많은 연구가 진행되어 왔으나, 혈전 생성은 인체의 정상적인 생리 기능으로서 완전히 방지하기 어렵고, 그 생성 기구(mechanism)도 완전히 규명되지 못하고 있는 것이 현실이다.Artificial heart valves are implanted in place of congenital or acquired defective heart valves and are used as tissue valves made of biotissues or mechanical valves made of metallic materials such as titanium. Among them, the bioprosthetic valve is good in biocompatibility, but has a disadvantage in that the durability of the body is inferior due to calcification and the mechanical valve is excellent in durability. However, since the thrombus formation is accompanied, it is necessary to take an anticoagulant . Although many studies have been conducted to improve the antithrombogenicity of mechanical valves, it is difficult to completely prevent thrombosis as a normal physiological function of the human body, and the mechanism of its production has not been fully understood.

협착된 관상동맥 질환을 치료하기 위하여 관상동맥 내에 동맥내 벌룬 카테터(intraaortic balloon catheter)를 삽입하여 혈관을 확장시키는 경피관상동맥확장술(percutaneous transluminal coronary antioplasty)이 많이 시술되고 있다. 이 시술은 비교적 결과가 양호하고, 시술 방법 및 시술 기구가 계속적으로 발전하고 있으나, 급성 폐색(chronic closure) 및 재협착(restenosis)과 같은 문제점이 여전히 해결되지 못하고 있다.Percutaneous transluminal coronary antioplasty (CABG) has been performed to expand the blood vessels by inserting an intraaortic balloon catheter into the coronary artery to treat the coronary artery disease. This procedure has relatively good results and continues to improve the procedure and procedure, but problems such as chronic closure and restenosis are still not solved.

스텐트(stent)는 이러한 재협착을 방지하기 위하여 시술 후 혈관 내부에 삽입되어 혈관을 지지하여 주는 스프링 모양의 금속 이식물로서, 최근에 그 사용이 확대되고 있다. 스텐트의 재질은 스텐레스스틸, 탄탈륨(tantalum) 및 티타늄-니켈 합금 등으로, 풍선형 및 튜브형 등 다양한 형태가 개발 사용되고 있다. 그러나, 스텐트를 이식한 후에도 재협착의 예방이 20-30% 정도 실패하고 있는데, 그 주된 원인은 급만성 혈전 생성과 스텐트 시술 상처로 인한 혈관 내벽의 평활근세포(smooth musclecell)의 이상증식(proliferation)에 따른 재협착 때문인 것으로 밝혀졌다.Background Art [0002] A stent is a spring-shaped metal implant that is inserted into a blood vessel after surgery to support a blood vessel to prevent such restenosis. Recently, its use has been expanded. Stent materials such as stainless steel, tantalum, and titanium-nickel alloy have been developed and used in various forms such as balloon type and tubular type. However, the prevention of restenosis after grafting has been delayed by 20-30%, mainly due to proliferation of smooth muscle cells in the vascular lining caused by acute chronic thrombus formation and stenting wounds, Of the patients.

금속은 재료의 특성상 표면에 혈전이 쉽게 형성된다. 금속의 표면은 일반적으로 양(positive) 전하를 띠고 있어 음 전하를 띠고 있는 혈액과의 상호 작용이 크며, 금속은 또한 임계(critical) 표면 장력이 커서 혈전 생성이 쉬운 것으로 설명되고 있다.Due to the nature of the metal material, thrombus is easily formed on the surface. The surface of the metal generally has a positive charge and is highly interacted with the negatively charged blood, and the metal is also described as having a high critical surface tension and easy thrombus formation.

미국특허 제5,824,045호 또는 제5,976,169호에서는 스텐레스 스틸 등의 재질로 제조된 스텐트 표면에 금, 백금, 은 또는 이들의 합금 박막을 증착시켜 알레르기 반응을 줄이고 항혈전성을 개선하려고 시도한 예가 보고된 바 있다. 그러나 그의 항혈전성 효과는 우수하지 못하였다.U.S. Patent No. 5,824,045 or No. 5,976,169 discloses an attempt to reduce the allergic reaction and improve the antithrombogenicity by depositing a thin film of gold, platinum, silver or an alloy thereof on the surface of a stent made of stainless steel or the like . However, his antithrombotic effect was not excellent.

또한, 아르미니(A.J. Armini)는 미국특허 제5,919,126호에서 스텐레스 스틸, 티타늄, 또는 니켈-티타늄 합금 재질의 스텐트 표면에 금, 백금, 티타늄 또는 니켈 등의 박막을 증착하고 방사성 동위원소를 주입하여 베타선 방출에 의한 재협착 방지형 스텐트를 고안한 예도 있다.In AJ Armini, US Pat. No. 5,919,126, a thin film of gold, platinum, titanium or nickel is deposited on the surface of a stainless steel, titanium, or nickel-titanium alloy stent and a radioactive isotope is implanted to form a beta- There have also been devised a stent for preventing restenosis by release.

기계식 심장판막 및 스텐트 등에 사용되는 금속 재료의 항혈전성을 개선하기 위하여 표면에 고분자를 피복하는 연구가 다수 진행되었다. 예를 들면, 나일론 그물(mesh)로 표면을 덮어 주는 방법, 실리콘 또는 폴리우레탄으로 피복하는 방법 등이 제안되었으나 만족할 만한 결과를 얻지 못하였다.In order to improve the antithrombogenicity of metal materials used for mechanical heart valves and stents, many studies have been conducted to coat the surface with polymers. For example, a method of covering the surface with a nylon mesh, a method of covering with a silicone or polyurethane, and the like have been proposed, but satisfactory results have not been obtained.

또한, 항혈전제인 헤파린(heparin)이 결합된 고분자 또는 피브린을 피복하거나, 또는 덱사메타존 등 약제를 함유하는 고분자를 피복하여 약제를 서서히 방출시키는 방법들이 제안되었으나 큰 효과를 나타내지 못하였다.In addition, methods for slowly dissolving a drug by coating a polymer or fibrin bound with heparin, which is an antithrombotic agent, or by coating a polymer containing a drug such as dexamethasone have been proposed, but they have not shown a great effect.

또한, 재료의 항혈전성을 개선하기 위하여 친수성, 소수성, 친수/소수성 미세영역(micro-domain) 구조 및 음이온성 표면을 대상으로 많은 연구들이 진행되어 왔다. 그 중 PEO가 결합된 표면은 단백질 및 혈소판 등의 혈액성분의 부착이 적고 따라서 항혈전성이 개선된다고 보고되었다. 또한 PEO가 결합된 표면에는 세포의 부착 및 퍼짐(spreading)도 대폭 감소하는 한편 박테리아의 부착 및 감염도 크게 감소한다고 보고되었다.Further, in order to improve the anti-thrombogenic properties of materials, many studies have been conducted on hydrophilic, hydrophobic, hydrophilic / hydrophobic micro-domain structures and anionic surfaces. Among them, PEO-bound surfaces have been reported to have less adhesion of blood components such as proteins and platelets and thus to improve antithrombogenicity. It has also been reported that the adhesion and spreading of cells on PEO-bound surfaces is greatly reduced while the attachment and infection of bacteria are greatly reduced.

금속은 유기 재료인 고분자와 달리 화학적으로 활성이 있는 관능기가 없으므로 화학적 개질이 불가능하다. 금속, 특히 스텐트 표면을 개질하기 위하여 PEO, 폴리비닐알콜 또는 유사한 친수성 고분자들이 적용된 예가 있지만(미국특허 제5,843,172호 및 제5,897,911호), 금속 표면에 단순히 피복된 것이기 때문에 접착력이 우수하지 못하고 항혈전성 효과도 만족할 만한 수준은 아니었다.Unlike the polymer, which is an organic material, the metal is not chemically modifiable because it has no chemically active functional group. Although PEO, polyvinyl alcohol or similar hydrophilic polymers have been applied to modify metals, especially stent surfaces (U.S. Patent Nos. 5,843,172 and 5,897,911), since they are simply coated on metal surfaces, The effect was not satisfactory.

최근 과학자들은 홍합을 생체 접착제의 잠재적 원천으로 보고 많은 연구들을 수행하였다. 홍합은 염도, 습도, 조류, 난류, 파도 등에 의해 특징지어지는 해양 환경에서 그들 스스로가 수중 접착할 수 있게 기능적으로 분화된 접착제를 생산하여 분비한다. 이들은 발에서부터 분비된 섬유다발로 구성된 족사(thread)를 사용하여 물속에서 물질 표면에 강하게 접착한다. 각각의 섬유 끝에는 내수성 접착제로 구성된 플라크(plaque)가 있어서 젖은 고체 표면에 붙을 수 있다. 이러한 족사 단백질은 폴리페놀 산화제(polyphenol oxidase)를 이용해 타이로신(tyrosine) 기를 수화(hydroxylation) 시켜 얻어지는 아미노산인 3,4-디하이드록시페닐-L-알라닌(Dopa)를 많이 포함한다. 도파의 곁가지에 있는 3,4-디하이드록시페닐 (즉, 카테콜)은 친수성 표면과 매우 강한 수소결합을 형성할 수 있으며, 금속이온, 금속산화물(Fe³⁺, Mn³⁺ 등), 반금속(실리콘 등) 등과 강한 결합을 이룰 수 있다.Recently, scientists have conducted a number of studies on mussels as a potential source of bioadhesives. Mussels produce and secrete functionally differentiated adhesives so that they can underwater themselves in marine environments characterized by salinity, humidity, algae, turbulence, and waves. They attach strongly to the surface of the material in water using a thread made of fiber bundles secreted from the feet. Each fiber end has a plaque made of a water-resistant adhesive that can adhere to a wet solid surface. This family of proteins includes a large amount of 3,4-dihydroxyphenyl-L-alanine (Dopa), which is an amino acid obtained by hydroxylation of the tyrosine group using a polyphenol oxidase. The 3,4-dihydroxyphenyl (ie, catechol) in the side branch of the waveguide can form a very strong hydrogen bond with the hydrophilic surface and can form a metal ion, a metal oxide (Fe ³⁺ , Mn ³⁺ etc.) Metal (silicon, etc.), and the like.

따라서 본 발명자들은 이러한 홍합의 접착 단백질의 모방 구조를 이용하여 금속 또는 비금속 생체 의료 장치의 표면에 월등한 친수성을 유도하고, 이를 통해 우수한 생물학적 오염 방지능과 항혈전성 및 생체적합성을 얻는 기술을 개발하고자 하였다.Therefore, the inventors of the present invention have developed a technique to induce superior hydrophilicity on the surface of a metal or nonmetal biomedical device using the imitated structure of the adhesive protein of the mussel, thereby obtaining excellent biological pollution-preventing ability, antithrombogenic property and biocompatibility .

본 발명의 목적은, 홍합의 접착 단백질에 많이 함유되어 있는 도파 아미노산을 포함하는 고분자를 이용하여 상기 의료 장치의 표면을 피복함으로써 친수성으로 표면 개질된 생체 의료 장치를 제공하는데 있다.It is an object of the present invention to provide a biomedical device which is surface-modified by hydrophilicity by covering the surface of the medical device using a polymer containing a dopa amino acid, which is contained in a large amount in adhesive proteins of mussels.

본 발명의 다른 목적은 상기 생체 의료 장치의 제조방법을 제공하는데 있다.Another object of the present invention is to provide a method of manufacturing the biomedical device.

상기 목적을 달성하기 위하여, 본 발명은 폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 친수성 고분자를 이용하여 피복된 생체 의료 장치를 제공한다.In order to achieve the above object, the present invention provides a biomedical device coated with a hydrophilic polymer including polyethylene glycol, polyethyleneimine and dopa.

일 실시예에서, 상기 친수성 고분자는 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민과 폴리도파의 공중합체이다.In one embodiment, the hydrophilic polymer is a copolymer of polyethylene glycol, polyethyleneimine and polyhedra.

일 실시예에서, 상기 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민은 공유결합을 통해서 화학적으로 결합되어 있다.In one embodiment, the polyethylene glycol and the polyethyleneimine are chemically bonded through a covalent bond.

일 실시예에서, 상기 폴리에틸렌글리콜은 분자량이 300~50,000이다.In one embodiment, the polyethylene glycol has a molecular weight of 300 to 50,000.

일 실시예에서, 상기 폴리에틸렌이민은 분자량이 100~25,000인 가지형 폴리에틸렌이민이다.In one embodiment, the polyethylene imine is a branched polyethylenimine having a molecular weight of 100 to 25,000.

일 실시예에서, 상기 도파는 L-도파, D-도파 또는 도파민이다.In one embodiment, the waveguide is L-dopa, D-dopa or dopamine.

일 실시예에서, 상기 도파는 하기 화학식 1 또는 하기 화학식 2로 표시되는 단량체를 포함한다.In one embodiment, the waveguide comprises a monomer represented by the following formula (1) or (2).

[화학식 1][Chemical Formula 1]

[화학식 2](2)

일 실시예에서, 상기 친수성 고분자 중 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민과 도파의 몰비율은 1:0.1 내지 1:100 이다.In one embodiment, the molar ratio of the polyethylene glycol-polyethyleneimine to the dopa in the hydrophilic polymer is from 1: 0.1 to 1: 100.

일 실시예에서, 상기 생체 의료 장치는 금속 또는 비금속으로 이루어진 것이다.In one embodiment, the biomedical device is made of metal or non-metal.

일 실시예에서, 상기 생체 의료 장치는 스텐트, 카테터, 안내철심(guide wire), 인공심장판막, 렌즈 또는 임플란트이다.In one embodiment, the biomedical device is a stent, a catheter, a guide wire, an artificial heart valve, a lens or an implant.

또한 본 발명은 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계; 상기 공유결합체와 도파의 N-카르복실 무수물을 반응시켜 친수성 고분자를 제조하는 단계; 및 상기 친수성 고분자를 완충용액에 녹인 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계를 포함하는 상기 생체 의료 장치의 제조방법을 제공한다.The present invention also relates to a process for producing a polyethylene glycol-polyethyleneimine covalent bond by covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine; Preparing a hydrophilic polymer by reacting the covalent bond with N-carboxylic anhydride of the waveguide; And dissolving the hydrophilic polymer in a buffer solution, and performing a coating process with the biomedical device together with the biomedical device.

또한 본 발명은 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계; 및 상기 공유결합체와 도파민을 완충용액에 용해시킨 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계를 포함하는 상기 생체 의료 장치의 제조방법을 제공한다.The present invention also relates to a process for producing a polyethylene glycol-polyethyleneimine covalent bond by covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine; And dissolving the covalent bond and the dopamine in a buffer solution, followed by performing a coating process in the aqueous phase together with the biomedical device.

일 실시예에서, 상기 완충용액은 pH 7 이상 pH 13 이하인 것을 사용한다.In one embodiment, the buffer solution has a pH of 7 or more and a pH of 13 or less.

일 실시예에서, 상기 피복과정은 20~90℃에서 수행된다.In one embodiment, the coating process is performed at 20-90 < 0 > C.

본 발명에 의하면, 금속 또는 비금속으로 된 생체 의료 장치에 홍합의 접착 단백질을 모방한 구조의 친수성 고분자를 용이하게 피복할 수 있으며, 그 결과 생체 의료 장치의 표면 친수성이 향상되는 것을 확인할 수 있다. 또한 본 발명의 친수성 고분자로 피복된 생체 의료 장치의 표면을 전자현미경을 통해 관찰하면, 큰 형태의 변화 없이 균일하게 피복되어 있는 것을 확인할 수 있다. 또한 상기 친수성 고분자의 생물학적 오염방지능을 확인하기 위하여 피복 후 평활근세포의 부착을 살펴보면, 세포의 부착이 대조군에 비해 현저하게 저하되는 것을 확인할 수 있다.According to the present invention, a biomedical device made of a metal or a nonmetal can easily coat a hydrophilic polymer having a structure mimicking an adhesive protein of a mussel. As a result, it can be confirmed that the surface hydrophilicity of the biomedical device is improved. Further, when the surface of the biomedical device coated with the hydrophilic polymer of the present invention is observed through an electron microscope, it can be confirmed that the surface of the biomedical device is uniformly coated without changing the shape. In addition, in order to confirm the ability of the hydrophilic polymer to inhibit biological contaminants, adhesion of smooth muscle cells after coating was observed to be significantly lower than that of the control group.

따라서, 본 발명은 다양한 금속 또는 비금속의 생체 의료 장치에 우수한 접착력을 가지는 새로운 구조의 친수성 고분자를 이용하여, 상기 의료 장치의 표면을 손쉽게 피복할 수 있고, 이를 통해서 상기 의료 장치의 생물학적 오염을 감소시키고 생체적합성을 향상시킬 수 있다.Accordingly, the present invention can easily coat the surface of the medical device using a new structure of hydrophilic polymer having excellent adhesion to various metal or nonmetal biomedical devices, thereby reducing biological contamination of the medical device The biocompatibility can be improved.

도 1은 실험예 1에서 피복된 물질 표면의 친수성 정도를 파악하기 위하여 접촉각을 측정한 것이다. (A)는 대조군인 폴리에틸렌 필름의 접촉각 측정 결과이고, (B)는 본 발명의 친수성 고분자(폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체)로 피복된 폴리에틸렌 필름의 접촉각 측정 결과이다.
도 2는 실험예 2에서 피복된 물질 표면의 형태를 조사하기 위해 주사 전자 현미경을 이용하여 분석한 사진이다. (A)는 대조군인 폴리에틸렌 필름의 전자현미경 사진, (B)는 본 발명의 친수성 고분자로 피복된 폴리에틸렌 필름의 전자현미경 사진이다.
도 3은 실험예 3에서 피복된 물질 표면의 생물학적 오염(세포의 부착) 정도를 조사하기 위하여 피복된 물질에 평활근 세포를 배양 후 광학현미경을 통해 분석한 사진이다. (A)는 완충용액으로 세척하기 전의 폴리에틸렌 대조군의 세포배양 사진, (B)는 완충용액으로 세척한 후 폴리에틸렌 대조군의 세포배양 사진, (C)는 완충용액으로 세척하기 전 본 발명의 친수성 고분자로 피복된 폴리에틸렌의 세포 배양 사진, (D)는 완충용액으로 세척한 후 본 발명의 친수성 고분자로 피복된 폴리에틸렌의 세포배양 사진이다.FIG. 1 shows the contact angle measured in Experimental Example 1 to determine the degree of hydrophilicity of the surface of the coated material. (A) is a result of contact angle measurement of a polyethylene film as a control group, and (B) is a contact angle measurement result of a polyethylene film coated with the hydrophilic polymer of the present invention (polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyphenylene copolymer).
2 is a photograph of the surface of the coated material in Experimental Example 2 using a scanning electron microscope. (A) is an electron micrograph of a polyethylene film as a control group, and (B) is an electron micrograph of a polyethylene film coated with the hydrophilic polymer of the present invention.
FIG. 3 is a photograph of the smooth muscle cells cultured in the coated material in order to examine the degree of biological contamination (cell adhesion) on the surface of the material coated in Experimental Example 3, and then analyzed by optical microscope. (A) is a cell culture photograph of a polyethylene control before washing with a buffer solution, (B) is a cell culture photograph of a polyethylene control after washing with a buffer solution, (C) is a hydrophilic polymer of the present invention (D) is a cell culture photograph of polyethylene covered with the hydrophilic polymer of the present invention after being washed with a buffer solution.

이하, 본 발명의 구성 및 작용에 대하여 보다 상세히 설명한다.
Hereinafter, the structure and the function of the present invention will be described in more detail.

본 발명은 폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 친수성 고분자를 이용하여 피복된 생체 의료 장치를 제공한다.The present invention provides a biomedical device coated with a hydrophilic polymer including polyethylene glycol, polyethyleneimine and dopa.

본 발명에서, 상기 친수성 고분자는 홍합의 접착 아미노산인 도파 또는 도파민을 포함하여 금속 또는 비금속 재질의 의료 장치 표면에 친화성을 가지며, 폴리에틸렌글리콜 및 폴리에틸렌이민을 포함하여 뛰어난 친수성과 생체적합성을 가진다. 따라서 각종 의료 장치의 표면에 적용되어 그 표면을 친수화 개질시키고, 그로 인해 생물학적 오염(단백질, 지질, 세포 등의 부착)을 방지하며 항혈전성과 생체적합성을 월등하게 높일 수 있다.In the present invention, the hydrophilic polymer has affinity to the surface of a medical device of metal or nonmetal material including dopa or dopamine, which is an adhesive amino acid of mussels, and has excellent hydrophilicity and biocompatibility including polyethylene glycol and polyethyleneimine. Therefore, it can be applied to the surface of various medical devices to modify the surface thereof to hydrophilize, thereby preventing biological contamination (attachment of proteins, lipids, cells, etc.), and greatly enhancing antithrombogenicity and biocompatibility.

구체적으로, 본 발명의 친수성 고분자는 친수성 및 생체적합성을 가지는 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민, 그리고 금속 또는 비금속 생체 의료 장치와 친화성이 있는 도파 혹은 도파민을 포함하는 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파(민) 공중합체이다.Specifically, the hydrophilic polymer of the present invention is a polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyhedra (hydrophilic) polymer comprising hydrophilic and biocompatible polyethylene glycol and polyethyleneimine, and dopa or dopamine compatible with a metal or nonmetal biomedical device, Lt; / RTI >

본 발명에서 사용되는 폴리에틸렌글리콜은 반드시 이에 제한되는 것은 아니나, 분자량이 300~50,000 Da인 것으로, 말단이 기능기로 치환되거나 치환되지 않은 형태일 수 있다.The polyethylene glycol used in the present invention is not necessarily limited thereto, but it may have a molecular weight of 300 to 50,000 Da and may have a terminal form substituted with a functional group or a non-substituted form.

본 발명의 일 실시예에서, 상기 폴리에틸렌글리콜은 한쪽 말단이 메톡시기로 치환된 메톡시 폴리에틸렌글리콜(mPEG)을 사용하였는데, 그 이유는 메톡시기로 보호되어 있는 폴리에틸렌글리콜이 구조적으로 보다 안정성을 유지할 수 있기 때문이다.In one embodiment of the present invention, the polyethylene glycol is methoxypolyethylene glycol (mPEG) having one terminal substituted with a methoxy group, because the polyethylene glycol protected with a methoxy group can be structurally more stable It is because.

본 발명에서 사용되는 폴리에틸렌이민은 독성이 없는 가지형 폴리에틸렌이민으로, 분자량이 100~25,000 Da, 바람직하게는 100 내지 2,000 Da인 것을 사용한다. 상기 가지형 폴리에틸렌이민의 분자량이 100 미만일 경우에는 본 발명의 친수성 고분자가 유용한 생리활성물질과 잘 결합할 수 없고, 분자량이 25,000 초과일 경우에는 본 발명의 친수성 고분자가 체내에서 신장을 통해 몸밖으로 배출되기 어려운 문제점이 있다. 따라서 본 발명에서 상기 폴리에틸렌이민은 분자량이 상기 범위 내인 것을 사용하는 것이 바람직하다.The polyethyleneimine used in the present invention is a non-toxic branched polyethyleneimine having a molecular weight of 100 to 25,000 Da, preferably 100 to 2,000 Da. When the molecular weight of the branched polyethyleneimine is less than 100, the hydrophilic polymer of the present invention can not bind well to useful physiologically active substances. When the molecular weight exceeds 25,000, the hydrophilic polymer of the present invention exerts . Therefore, in the present invention, the polyethyleneimine preferably has a molecular weight within the above range.

바람직하게는 상기 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민은 공유결합을 통해서 화학적으로 결합되어 있다.Preferably, the polyethylene glycol and the polyethyleneimine are chemically bonded through a covalent bond.

본 발명에서 사용되는 도파는 홍합의 접착 아미노산의 일종으로 도파 또는 도파민이다. 예를 들면, L-도파(L-3,4-다이하이드록시페닐알라닌), D-도파(D-3,4-다이하이드록시페닐알라닌) 또는 도파민 중에서 선택된 1종 이상이나, 반드시 이에 제한되는 것은 아니다.The waveguide used in the present invention is a kind of adhesive amino acid of mussels and is dopa or dopamine. For example, at least one selected from L-dopa (L-3,4-dihydroxyphenylalanine), D-dopa (D-3,4-dihydroxyphenylalanine) or dopamine is not necessarily limited to .

본 발명에서 폴리도파는 이러한 도파의 N-카르복실 무수물(NCA)로부터 합성된 것이거나 혹인 폴리도파민인데, 구체적으로는 L-도파의 N-카르복실 무수물로부터 합성한 L-폴리도파, D-도파의 N-카르복실 무수물로부터 합성한 D-폴리도파, 또는 폴리도파민이다.In the present invention, polydopa is a polydopamine synthesized from N-carboxylic anhydride (NCA) of this waveguide, specifically, L-polyhedra synthesized from L-dopa N-carboxylic anhydride, D-polyhedra synthesized from N-carboxylic anhydride, or polydopamine.

바람직하게는 상기 폴리도파는 하기 화학식 1 또는 하기 화학식 2로 표시되는 단량체를 포함할 수 있다.Preferably, the polyphedra may include a monomer represented by the following formula (1) or (2).

[화학식 1][Chemical Formula 1]

[화학식 2](2)

한편 본 발명에서 사용되는 친수성 고분자에서 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민과 도파의 몰비율은 크게 제한은 없으나, 바람직하게는 1:0.1 내지 1:100, 더욱 바람직하게는 1:1 내지 1:50, 더더욱 바람직하게는 1:3 내지 1:20이다. 몰비율이 상기 범위 내이면 생체 의료 장치에의 피복이 최적화될 수 있다.In the hydrophilic polymer used in the present invention, the molar ratio of polyethylene glycol-polyethyleneimine to guanidine is not particularly limited, but is preferably 1: 0.1 to 1: 100, more preferably 1: 1 to 1:50, still more preferably 1: 3 to 1:20. When the molar ratio is within the above range, coating on the biomedical device can be optimized.

이러한 친수성 고분자를 이용하여 피복이 가능한 생체 의료 장치는 금속 또는 비금속 재질의 것으로, 특별히 제한은 없으나, 예를 들면 스텐트, 카테터, 안내철심(guide wire), 인공심장판막, 렌즈, 임플란트 등일 수 있다.The biomedical device that can be coated using such a hydrophilic polymer may be a metal or a nonmetallic material and may be, for example, a stent, a catheter, a guide wire, an artificial heart valve, a lens, an implant, or the like.

상기 피복방법으로는 당업계에서 공지된 통상의 피복법 또는 코팅법을 사용할 수 있다. 본 발명의 일 실시예에서는 제조된 친수성 고분자를 완충용액에 녹인 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하였다.As the coating method, a conventional coating method or coating method known in the art can be used. In one embodiment of the present invention, the prepared hydrophilic polymer was dissolved in a buffer solution, followed by coating with a biomedical device in a water phase.

본 발명에서 상기 친수성 고분자는 생체 의료 장치의 표면에 직접적으로 피복시킬 수도 있지만, 경우에 따라서는 상기 생체 의료 장치의 표면에 금속 박막을 형성한 후 상기 박막 위에 피복시킬 수도 있다. 나아가 상기 금속 박막에 본 발명의 친수성 고분자와 결합 가능한 관능기를 흡착시킨 후 상기 관능기에 친수성 고분자를 화학적으로 결합시킬 수도 있다. 이 때, 상기 금속 박막은 금, 백금, 은 또는 이들의 합금 박막일 수 있으나, 이에 제한되는 것은 아니다.
In the present invention, the hydrophilic polymer may be directly coated on the surface of the biomedical device, but in some cases, a metal thin film may be formed on the surface of the biomedical device and then coated on the thin film. Further, the hydrophilic polymer may be chemically bonded to the functional group after the functional group capable of binding to the hydrophilic polymer of the present invention is adsorbed on the metal thin film. In this case, the metal thin film may be gold, platinum, silver or an alloy thin film thereof, but is not limited thereto.

또한 본 발명은 상기와 같이 친수성 고분자로 피복되어 표면이 친수성으로 개질된 생체 의료 장치의 제조방법을 제공한다.The present invention also provides a method for manufacturing a biomedical device in which a surface is coated with a hydrophilic polymer and the surface is modified to be hydrophilic.

구체적으로, 상기 제조방법은,Specifically, the above-

(1) 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계; 상기 공유결합체와 도파의 N-카르복실 무수물을 반응시켜 친수성 고분자를 제조하는 단계; 및 상기 친수성 고분자를 완충용액에 녹인 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계를 포함하거나, 또는(1) covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine to form a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine; Preparing a hydrophilic polymer by reacting the covalent bond with N-carboxylic anhydride of the waveguide; And dissolving the hydrophilic polymer in a buffer solution, followed by performing a coating process in the aqueous phase together with the biomedical device, or

(2) 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계; 및 상기 공유결합체와 도파민을 완충용액에 용해시킨 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계를 포함할 수 있다.(2) covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine to form a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine; And dissolving the covalent bond and the dopamine in a buffer solution, followed by performing a coating process at the aqueous phase together with the biomedical device.

상기에서, (1)의 방법으로 제조되는 생체 의료 장치는 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체로 구성된 친수성 고분자가 피복되어 있는 것이고, (2)의 방법으로 제조되는 생체 의료 장치는 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파민 공중합체로 구성된 친수성 고분자가 피복되어 있는 것이다.In the above, the biomedical device manufactured by the method (1) is coated with a hydrophilic polymer composed of a polyethylene glycol-polyethyleneimine-polygonal copolymer, and the biomedical device manufactured by the method (2) And a hydrophilic polymer composed of a polyethyleneimine-polypodamine copolymer.

먼저, 상기 (1)의 방법에 대해 설명한다.First, the method (1) will be described.

본 발명에서 사용되는 친수성 고분자의 제조를 위해서, 먼저 폴리에틸렌글리콜 및 폴리에틸렌이민을 공유결합 시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성한다. 상기 공유결합체는 친수성 고분자 개시제(macroinitiator)로서 사용되며, 그 구체적인 예로는 하기 화학식 3으로 표시될 수 있다.For the production of the hydrophilic polymer used in the present invention, polyethylene glycol and polyethyleneimine are first covalently bonded to form a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine. The covalent bond is used as a hydrophilic polymeric initiator. Specific examples thereof may be represented by the following formula (3).

[화학식 3](3)

상기 식에서, n은 10 내지 10000이고, m은 7 내지 2300이며, p는 9 내지 700이다.Wherein n is from 10 to 10000, m is from 7 to 2300, and p is from 9 to 700. [

이 때, 폴리에틸렌글리콜은 활성화시킨 후 이용하는 것이 바람직한데, 본 발명의 일 실시예에서는 메톡시 폴리에틸렌글리콜 카르복실을 메틸렌클로라이드에 용해시킨 후 N-하이드록시숙시닐이미드 및 다이사이클로카보다이이미드를 첨가하여 반응시키고, 이어서 다이사이클로헥실우레아를 제거한 후 디에틸에테르에 침전시킴으로써 활성화 형태의 폴리에틸렌글리콜을 수득하였다.In this case, it is preferable to use polyethylene glycol after activation. In an embodiment of the present invention, methoxypolyethylene glycol carboxyl is dissolved in methylene chloride, and then imidized with N-hydroxysuccinimide and dicyclohexyl , Followed by removal of the dicyclohexylurea and precipitation in diethyl ether, to obtain an activated form of polyethylene glycol.

활성화된 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민의 공유결합은 상기 두 고분자가 공유결합될 수 있는 반응이라면 모두 사용 가능하다. 본 발명의 일 실시예에서는 활성화된 폴리에틸렌글리콜 및 폴리에틸렌이민을 클로로포름에 각각 녹인 다음, 폴리에틸렌글리콜 용액을 폴리에틸렌이민 용액에 한방울씩 떨어뜨려 두 고분자를 공유결합시켰다. 이후 반응이 완료되면 반응액을 농축한 다음 디에틸에테르에 침전시킴으로써 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민의 공유결합체를 수득하였다.The covalent bond between the activated polyethylene glycol and the polyethyleneimine can be used as long as the two polymers can be covalently bonded. In one embodiment of the present invention, the activated polyethylene glycol and the polyethyleneimine were dissolved in chloroform, and the polyethylene glycol solution was dropped one by one in the polyethyleneimine solution to covalently bind the polymer. After completion of the reaction, the reaction solution was concentrated and then precipitated in diethyl ether to obtain a covalent bond of polyethylene glycol and polyethyleneimine.

이어서 상기 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민 공유결합체와 도파의 N-카르복실 무수물을 유기용매 상에서 반응시켜 폴리도파를 합성하는 과정을 통해 친수성 고분자를 제조한다.Then, the hydrophilic polymer is prepared through a process of synthesizing a polyphedra by reacting the polyethylene glycol-polyethyleneimine covalent bond and the N-carboxylic anhydride of the dopa in an organic solvent.

상기 도파의 N-카르복실 무수물은 도파아미노산을 당업계에서 공지된 아미노산 N-카르복실 무수물의 제조방법에 따라 제조될 수 있다. 본 발명의 일 실시예에서는, 도파를 빙초산에 부유시킨 후 염산 기체를 상온에서 퍼지시키고, 아세트산 무수물을 첨가하여 반응시킨 다음, 진공농축하고 디에틸에테르에 침전시킴으로써 하이드록실 그룹이 보호된 도파 아미노산을 수득하였다. 그 다음 상기 하이드록실 그룹이 보호된 도파 아미노산을 트라이포스젠과 함께 용매에 분산시키고, 오일배스에서 반응시킨 후 헥산에 침전시키는 과정을 수차례 반복함으로써 최종적으로 도파의 N-카르복실 무수물을 수득하였다.The above-described N-carboxylic anhydrides of dipeptides can be prepared according to the process for producing amino acid N-carboxylic anhydrides known in the art. In one embodiment of the present invention, the dopa is suspended in glacial acetic acid, the hydrochloric acid gas is purged at room temperature, acetic anhydride is added and reacted, and then concentrated in vacuo and precipitated in diethyl ether to obtain a protected amino acid . Then, the process of dispersing the protected amino group of the hydroxyl group in a solvent together with the triphosgene, reacting in an oil bath, and precipitating in hexane is repeated several times to finally obtain N-carboxylic anhydride of triphenylphosphine .

이 때, 상기 유기용매로는 예컨대 THF를 사용할 수 있다.At this time, for example, THF may be used as the organic solvent.

상기 폴리도파는 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 일차아민이 다중개시제로 역할을 하여 도파 아미노산의 N-카르복실 무수물의 중합을 유도함으로써 합성할 수 있다. 이와 같은 과정을 통해 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민에 합성된 폴리도파가 결합됨에 따라 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체, 즉 친수성 고분자가 합성된다. 이때, 얻어진 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체는 도파의 하이드록실 보호기를 탈보호화하는 것이 바람직하다.The polyhedra can be synthesized by inducing the polymerization of N-carboxylic anhydride of the dopa amino acid by the primary amine of polyethylene glycol-polyethyleneimine serving as a multiple initiator. Polyethylene glycol-polyethyleneimine-polypyrrole copolymer, that is, a hydrophilic polymer is synthesized by bonding the polyphedra synthesized to polyethylene glycol-polyethyleneimine through the above process. At this time, it is preferable that the obtained polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyglycoprotein copolymer is deprotected by the hydroxyl protecting group of the dopa.

상기와 같은 방법으로 합성된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체의 예를 들면, 하기 화학식 4와 같이 나타낼 수 있다.An example of the polyethylene glycol-polyethyleneimine-polypropylene copolymer synthesized by the above-mentioned method can be represented by the following chemical formula (4).

[화학식 4][Chemical Formula 4]

상기 식에서, n은 10 내지 10000, m은 7 내지 2300, p는 9 내지 700, x+y는 1 내지 10000이다.Wherein n is from 10 to 10000, m is from 7 to 2300, p is from 9 to 700, and x + y is from 1 to 10000.

이어서 상기 친수성 고분자(공중합체)를 완충용액에 녹인 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행함으로써, 본 발명의 표면이 피복된 생체 의료 장치를 제조할 수 있다.The biomedical device coated with the surface of the present invention can be manufactured by dissolving the hydrophilic polymer (copolymer) in a buffer solution and then performing a covering process with the biomedical device.

이 때 상기 완충용액으로는 pH 7 이상 pH 13 이하, 바람직하게는 pH 7 이상 pH 10 이하인 것을 사용할 수 있는데, 예를 들면 트리스 완충용액을 사용할 수 있다. 또한 상기의 피복과정은 반응온도 및 반응시간을 적절히 결정할 수 있으나, 20~90℃에서 1~24시간 동안, 바람직하게는 5~20시간 동안 수행될 수 있다.As the buffer solution, a buffer solution having a pH of 7 or more and a pH of 13 or less, preferably a pH of 7 or more and a pH of 10 or less can be used. For example, a Tris buffer solution can be used. The coating process may be performed at 20 to 90 ° C. for 1 to 24 hours, preferably 5 to 20 hours, although the reaction temperature and the reaction time can be suitably determined.

한편 상기 (2)의 제조방법의 경우에는, 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성한 다음, 상기 공유결합체와 도파민을 완충용액에 용해시키고 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행한다. 이 방법에서는 생체 의료 장치에 피복이 이루어짐과 동시에 친수성 고분자가 형성된다. 상기의 친수성 고분자는 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파민 공중합체로 구성된 것으로, 이 과정에서 폴리도파민과 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민이 미첼 첨가(Michael addition)와 쉬프 염기 반응(shiff base reaction)을 통해 접합된 형태가 될 수 있다.On the other hand, in the case of the production method of (2), a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine is formed, the covalent bond and the dopamine are dissolved in the buffer solution, and the coating process is performed in the aqueous phase together with the biomedical device. In this method, a hydrophilic polymer is formed at the same time as coating is performed on a biomedical device. The hydrophilic polymer is composed of a polyethylene glycol-polyethyleneimine-polypodopamine copolymer. In this process, polypodamine and polyethylene glycol-polyethyleneimine are conjugated through Michael addition and a shiff base reaction Can be a form.

이 방법에서 사용되는 친수성 고분자, 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파민 공중합체의 예를 들면, 하기 화학식 5와 같이 나타낼 수 있다.An example of the hydrophilic polymer and the polyethylene glycol-polyethyleneimine-polypodopamine copolymer used in this method can be represented by the following formula (5).

[화학식 5][Chemical Formula 5]

상기 식에서, n은 10 내지 10000, m은 7 내지 2300, p는 9 내지 700, x는 2 내지 10000이다.Wherein n is from 10 to 10000, m is from 7 to 2300, p is from 9 to 700, and x is from 2 to 10000.

한편 상기 (2)의 방법에서 사용 가능한 완충용액의 종류, 반응온도 및 반응시간 등에 대한 설명은 상기 (1)의 방법에서와 동일하다.
Meanwhile, the types of the buffer solution, the reaction temperature, and the reaction time which can be used in the method (2) are the same as those in the method (1).

이하 본 발명의 구성을 실시예 및 실험예를 들어 설명하나, 이는 본 발명을 예시하는 것으로, 본 발명의 권리범위가 이에 제한되는 것은 아니다.
Hereinafter, the present invention will be described with reference to Examples and Experimental Examples. However, the scope of the present invention is not limited thereto.

실시예 1. 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민 공유결합체의 합성Example 1 Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethylene Imine Covalent Bodies

1-1.폴리에틸렌글리콜의 활성화1-1. Activation of polyethylene glycol

환류 응축기 설치 후 메톡시 폴리에틸렌글리콜카르복실(mPEG-COOH, 5,000)(10g)을 250ml의 플라스크를 이용하여 메틸렌클로라이드(CHCl₂)(50ml)에 용해시켰다. 이후 N-하이드록시숙시닐이미드(0.52g)과 다이사이클로카보다이이미드(0.74g)를 첨가한 후 20시간 동안 상온에서 반응시켰다. 다이사이클로헥실우레아를 필터 과정을 통해서 제거한 후 디에틸에테르에 침전시킴으로써 활성화 형태의 폴리에틸렌글리콜(mPEG-NHS)를 수득하였다.
After reflux condenser was installed, methoxypolyethylene glycol carboxyl (mPEG-COOH, 5,000) (10 g) was dissolved in methylene chloride (CHCl ₂ ) (50 ml) using a 250 ml flask. Then, N-hydroxysuccinimide (0.52 g) and dicyclohexyldiimide (0.74 g) were added and reacted at room temperature for 20 hours. The dicyclohexylurea was removed via a filter procedure and precipitated in diethyl ether to give the activated form of polyethylene glycol (mPEG-NHS).

1-2.폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민 공유결합체의 합성Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethylene Imine Covalent Bodies

상기 1-1에서 수득한 활성화 형태의 폴리에틸렌글리콜(mPEG-NHS, 2g)을 클로로포름(200ml)에 녹였다. 이후, 폴리에틸렌이민(Alfa Aesar, 1800da, 0.5g)을 클로로포름(50ml)에 녹인 다음, 여기에 상기 폴리에틸렌글리콜을 녹인 용액을 한 방울씩 떨어뜨림으로써 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민의 공유결합 반응을 수행하였다. 이 때, 상기 반응은 24시간 동안 수행하였으며, 반응 완료 후 진공농축장치를 이용하여 총 부피가 30ml가 되도록 농축한 다음, 디에틸에테르에 침전시킴으로써 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민의 공유결합체(mPEG-bPEI)를 수득하였다.
The active form of polyethylene glycol (mPEG-NHS, 2 g) obtained in 1-1 above was dissolved in chloroform (200 ml). Thereafter, polyethyleneimine (Alfa Aesar, 1800da, 0.5 g) was dissolved in chloroform (50 ml), and the polyethylene glycol-dissolved solution was dropped by one drop to perform covalent bonding reaction of polyethylene glycol and polyethyleneimine. The reaction was carried out for 24 hours. After completion of the reaction, the reaction solution was concentrated to a total volume of 30 ml using a vacuum concentrator, and then precipitated in diethyl ether to obtain a covalent conjugate of polyethylene glycol and polyethyleneimine (mPEG-bPEI) &Lt; / RTI >

실시예 2. 도파 N-카르복실 무수물을 이용한 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체의 합성 1Example 2. Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethyleneimine-Polyhedra Copolymer Using Dope N-Carboxylic Anhydride 1

2-1.도파아미노산 N-카르복실 무수물(NCA)의 합성2-1. Synthesis of dopa amino acid N-carboxylic anhydride (NCA)

L-도파(3g)을 빙초산(100ml)에 부유시킨 후 건조된 염산 기체를 5시간 동안 상온에서 퍼지(purging)시켰다. 아세트산무수물(3ml)을 첨가한 후 상온에서 1시간 30분 동안 반응시키고, 다시 아세트산무수물 3ml을 첨가하여 60℃의 오일배스에서 30분 동안 반응한 다음, 진공농축장치에서 농축하고 에탄올을 첨가하여 미반응 아세트산 무수물을 제거하였다. 그 후 디에틸에테르에 침전시킴으로써 하이드록실 그룹이 보호된 도파 아미노산(DOPA(Ac)₂)을 수득하였다.L-dopa (3 g) was suspended in glacial acetic acid (100 ml) and the dried hydrochloric acid gas was purged at room temperature for 5 hours. After adding acetic anhydride (3 ml), the reaction was carried out at room temperature for 1 hour and 30 minutes. 3 ml of acetic anhydride was further added thereto, and the mixture was reacted in an oil bath at 60 ° C for 30 minutes and then concentrated in a vacuum concentrator. The acetic anhydride was removed. (DOPA (Ac) ₂ ) in which the hydroxyl group is protected by precipitation with diethyl ether.

THF(50ml)에 상기에서 합성된 하이드록실 그룹이 보호된 도파 아미노산 (0.5g) 및 트라이포스젠(triphosgene, 0.5g)을 분산시킨 후, 오일배스에서 60℃의 온도로 반응시킨 다음 헥산(800ml)에 침전시키고, 다시 THF(50ml)에 녹인 후 헥산에 침전시켰다. 이러한 과정을 3번 반복 수행하였으며, 정제 후 진공건조기에서 건조시켜 도파 N-카르복실 무수물(DOPA(AC)₂-NCA)을 수득하였다.
0.5 g of protected hydroxy group and 0.5 g of triphosgene were dispersed in THF (50 ml) and reacted at 60 ° C. in an oil bath. Then, 800 ml ), Dissolved again in THF (50 ml), and precipitated in hexane. This process was repeated three times, and after refining, it was dried in a vacuum drier to obtain dopa N-carboxylic anhydride (DOPA (AC) ₂ -NCA).

2-2.폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파아미노산 공중합체(mPEG-bPEI-p(DOPA))의 합성2-2. Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethylene Imine-Polyhedra Amino Acid Copolymer (mPEG-bPEI-p (DOPA))

상기 실시예 1에서 제조된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체(mPEG-bPEI)와 상기 2-1에서 제조된 도파 N-카르복실 무수물(DOPA(AC)₂-NCA)을 1:5의 몰비율로 사용하여 THF 용매에서 반응시킴으로써 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체를 합성하였다.
(MPEG-bPEI) of the polyethylene glycol-polyethyleneimine prepared in Example 1 and the dopa N-carboxyl anhydride (DOPA (AC) ₂ -NCA) prepared in the above 2-1 were mixed at a molar ratio of 1: 5 In a THF solvent to synthesize a polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyglycolic acid copolymer.

2-3.폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파아미노산 공중합체의 탈보호화2-3. Depolymerization of Polyethylene Glycol-Polyethylene Imine-Polyhedra Amino Acid Copolymer

상기 2-2에서 합성된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체(0.5g)를 DMF(30ml)에 녹인 후 피페리딘(piperidine, 8ml)을 첨가하고 15분간 반응시킨 다음 디에틸에테르에 침전시킴으로써, 도파의 하이드로실 보호기가 탈보호화된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체를 수득하였다.
Polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyglycolic acid copolymer (0.5 g) synthesized in 2-2 above was dissolved in DMF (30 ml), piperidine (8 ml) was added, and the mixture was reacted for 15 minutes. To obtain a polyethyleneglycol-polyethyleneimine-polyglycopherol copolymer in which the hydrosilyl protective group of triphe was deblocked.

실시예 3. 도파 N-카르복실 무수물을 이용한 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체의 합성 2Example 3 Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethyleneimine-Polyhedra Copolymer Using Dope N-Carboxylic Anhydride 2

실시예 1에서 제조된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체와 실시예 2-1에서 제조된 도파 N-카르복실 무수물을 1:15의 몰비율로 사용한 것을 제외하고는, 실시예 2와 동일하게 실시하여 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체를 수득하였다.
The procedure of Example 2 was repeated except that the covalent conjugate of polyethylene glycol-polyethyleneimine prepared in Example 1 and the dopa N-carboxylic anhydride prepared in Example 2-1 were used in a molar ratio of 1:15 To obtain a polyethylene glycol-polyethyleneimine-polygonal copolymer.

실시예 4. 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체를 이용한 생체 의료 장치의 피복 1Example 4 Coating of Biomedical Devices Using Polyethylene Glycol-Polyethyleneimine-Polyhedra Copolymer 1

실시예 2에서 합성된 친수성 고분자, 즉 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파의 공중합체(10mg 내지 100mg)를 트리스 완충용액(0.1M, pH 8.5)에 녹인 후 20~90℃에서 생체 의료 장치와 함께 12시간 동안 수상에서 피복과정을 수행하였다.
A copolymer (10 mg to 100 mg) of the hydrophilic polymer synthesized in Example 2, that is, polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyhedra was dissolved in a Tris buffer solution (0.1 M, pH 8.5) The coating process was performed in the water phase for 12 hours.

실시예 5. 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파 공중합체를 이용한 생체 의료 장치의 피복 2Example 5 Coating of Biomedical Devices Using Polyethylene Glycol-Polyethyleneimine-Polyhedra Copolymer 2

실시예 3에서 합성된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파의 공중합체를 사용한 것을 제외하고는 실시예 4와 동일하게 실시하였다.
The same procedure as in Example 4 was carried out except that a copolymer of polyethylene glycol-polyethyleneimine-polyhedra synthesized in Example 3 was used.

실시예 6. 도파민을 이용한 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파민 공중합체의 합성 및 생체 의료 장치의 피복Example 6 Synthesis of Polyethylene Glycol-Polyethylene Imine-Polydodamine Copolymer Using Dopamine and Coating of Biomedical Devices

도파민 10mg을 5ml의 트리스 완충용액(0.1M, pH 8.5)에 녹인 후 실시예 1에서 합성된 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체(10mg 내지 100mg)를 함께 용해시키고, 20~90℃에서 생체 의료 장치와 함께 12시간 동안 수상에서 피복과정을 수행하였다. 본 과정이 끝나면 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민-폴리도파민의 공중합체 형태로 생체 의료 장치 표면에 피복되게 된다.
10 mg of dopamine was dissolved in 5 ml of Tris buffer solution (0.1 M, pH 8.5), and the covalent conjugate (10 mg to 100 mg) of the polyethylene glycol-polyethyleneimine synthesized in Example 1 was dissolved together. Was applied for 12 hours in the water phase. At the conclusion of this procedure, it is coated on the surface of the biomedical device in the form of a copolymer of polyethylene glycol-polyethyleneimine-polypodamine.

실험예 1: 피복 후 친수화 정도 분석을 위한 접촉각 측정Experimental Example 1: Contact angle measurement for analysis of degree of hydrophilization after coating

본 발명의 친수성 고분자(공중합체)를 이용한 피복 후 친수화 향상 정도를 분석하기 위하여 접촉각을 측정하였다. 본 실험을 위하여 폴리에틸렌 필름 상에 실시예 2에서 얻어진 공중합체를 피복한 후 Contact Angle Meter G10 (독일, Kruss)를 사용하여 접촉각을 측정하였다. 접촉각은 고착된 물방울법에 의해 얻어졌으며, 대조군으로 폴리에틸렌필름을 사용하였다. 그 결과를 도 1에 나타내었다.The contact angle was measured in order to analyze the degree of hydrophilization improvement after coating using the hydrophilic polymer (copolymer) of the present invention. For this experiment, the copolymer obtained in Example 2 was coated on a polyethylene film, and contact angle was measured using Contact Angle Meter G10 (Kruss, Germany). The contact angle was obtained by the fixed water droplet method, and the polyethylene film was used as a control group. The results are shown in Fig.

도 1에서 보듯이, 본 발명에 따른 친수성 고분자를 이용하여 피복한 경우(B)에는 대조군(A)에 비해 접촉각이 현저히 낮아지는 것으로 나타나, 상기 피복에 의하여 친수성 개질이 일어나는 것을 확인할 수 있었다.
As shown in FIG. 1, in the case (B) coated with the hydrophilic polymer according to the present invention, the contact angle was significantly lower than that in the control (A), and it was confirmed that the hydrophilic modification was caused by the coating.

실험예 2: 주사 전자현미경 분석Experimental Example 2: Scanning Electron Microscope Analysis

본 발명에 따른 피복의 일반적 특성을 관찰하기 위해서, JEOL-6060SEM(일본, JEOL Ltd) 주사 전자현미경(SEM)을 사용하여 피복된 물질 표면의 형태를 조사하였다. 실시예 2에서 얻어진 공중합체로 피복한 폴리에틸렌 필름을 Desk II 냉각 스퍼터/에칭 유닛(뉴저지주 Denton Vacuum LLC)을 사용하여 영상화를 위해 2~3nm의 백금으로 된 층을 스퍼터 코팅하였다. 상기 섬유 직경은 AnalySIS 이미지 처리 소프트웨어(미국 레이크우드 소재 Soft Imaging System Corp.)를 사용하여 판정하였다. 본 실험결과를 도 2에 나타내었다.In order to observe the general characteristics of the coating according to the present invention, the morphology of the coated material surface was investigated using a JEOL-6060SEM (Japan, JEOL Ltd) scanning electron microscope (SEM). The polyethylene film coated with the copolymer obtained in Example 2 was sputter coated with a layer of 2-3 nm platinum for imaging using a Desk II cold sputter / etch unit (Denton Vacuum LLC, New Jersey). The fiber diameters were determined using AnalySIS image processing software (Soft Imaging System Corp., Lakewood, USA). The results of this experiment are shown in Fig.

도 2에서 보듯이, 본 발명에 따른 피복의 경우(B), 대조군인 폴리에틸렌 필름(A) 대비 표면의 형태변화가 거의 없다는 것을 확인할 수 있었다.
As shown in FIG. 2, it can be seen that the coating (B) according to the present invention hardly changes in the morphology of the surface of the polyethylene film (A) as a control group.

실험예 3: 피복 후 생물학적 오염 방지 분석을 위한 평활근 세포의 부착Experimental Example 3: Attachment of smooth muscle cells for analysis of biological contamination prevention after coating

본 발명에 따른 피복 후 생물학적 오염의 방지 여부를 확인하기 위해서, 평활근 세포를 피복한 6 well 플레이트에 플레이트 당 2 x 10⁶ 세포 농도로 분주하고 12시간 후 현미경을 이용하여 사진을 찍은 다음, 세척 후 다시 사진을 찍어 피복물과 대조군(폴리에틸렌 필름)을 비교하였다. 그 결과를 도 3에 나타내었다.In order to confirm whether or not to prevent biological contamination after coating according to the present invention, the cells were dispensed at a density of 2 x 10 ⁶ cells per plate in a 6-well plate coated with smooth muscle cells. Photographs were taken using a microscope after 12 hours, Again, pictures were taken to compare the coatings with the control (polyethylene film). The results are shown in Fig.

도 3에서 보듯이, 본 발명에 따른 피복의 경우(C, D)에는 세포가 물질에 잘 달라붙지 못하는 것을 확인할 수 있었다. 이를 통해 본 발명에 따라 제조되는 표면이 피복된 생체 의료 장치는 생물학적 오염 방지, 특히 세포 부착 방지에 효과적이라는 사실을 알 수 있었다.
As shown in FIG. 3, it can be confirmed that the cells do not stick well to the material in the case of the coating (C, D) according to the present invention. Thus, it can be seen that the biomedical device coated with the surface prepared according to the present invention is effective for prevention of biological contamination, particularly prevention of cell adhesion.

이제까지 본 발명에 대하여 바람직한 실시예들을 중심으로 살펴보았다. 본 발명이 속하는 기술분야에서 통상의 지식을 가진 자는 본 발명이 본 발명의 본질적인 특성에서 벗어나지 않는 범위에서 변형된 형태로 구현될 수 있음을 이해할 수 있을 것이다. 그러므로 개시된 실시예들은 한정적인 관점이 아니라 설명적인 관점에서 고려되어야 한다. 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 특허청구범위에 나타나 있으며, 그와 동등한 범위 내에 있는 모든 차이점은 본 발명에 포함된 것으로 해석되어야 할 것이다.The present invention has been described above with reference to preferred embodiments. It will be understood by those skilled in the art that various changes in form and details may be made therein without departing from the spirit and scope of the invention as defined by the appended claims. Therefore, the disclosed embodiments should be considered in an illustrative rather than a restrictive sense. The scope of the present invention is defined by the appended claims rather than by the foregoing description, and all differences within the scope of equivalents thereof should be construed as being included in the present invention.

Claims

폴리에틸렌글리콜, 폴리에틸렌이민 및 도파를 포함하는 친수성 고분자를 이용하여 피복되어 있고,
상기 친수성 고분자는 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민과 폴리도파의 공중합체인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
Polyethylene glycol, polyethyleneimine, and waveguide,
Wherein the hydrophilic polymer is a copolymer of polyethylene glycol, polyethyleneimine and polyhedra.

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제1항에 있어서,
상기 친수성 고분자는 폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민이 공유결합을 통해서 화학적으로 결합되어 있는 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the hydrophilic polymer is chemically bonded to the polyethylene glycol and the polyethyleneimine through a covalent bond.

제1항에 있어서,
상기 폴리에틸렌글리콜은 분자량이 300~50,000인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the polyethylene glycol has a molecular weight of 300 to 50,000.

제1항에 있어서,
상기 폴리에틸렌이민은 분자량이 100~25,000인 가지형 폴리에틸렌이민인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the polyethyleneimine is a branched polyethylenimine having a molecular weight of 100 to 25,000.

제1항에 있어서,
상기 도파는 L-도파, D-도파 또는 도파민인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein said waveguide is L-dopa, D-dopa or dopamine.

제1항에 있어서,
상기 도파는 하기 화학식 1 또는 하기 화학식 2로 표시되는 단량체를 포함하는 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
[화학식 1]

[화학식 2]

The method according to claim 1,
Wherein the waveguide comprises a monomer represented by the following formula (1) or (2).
[Chemical Formula 1]

(2)

제1항에 있어서,
상기 친수성 고분자 중 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민과 도파의 몰비율이 1:0.1 내지 1:100인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the molar ratio of the polyethylene glycol-polyethyleneimine to the dopa in the hydrophilic polymer is 1: 0.1 to 1: 100.

제1항에 있어서,
상기 생체 의료 장치는 금속 또는 비금속으로 이루어진 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the biomedical device is made of metal or nonmetal.

제1항에 있어서,
상기 생체 의료 장치는 스텐트, 카테터, 안내철심(guide wire), 인공심장판막, 렌즈 또는 임플란트인 것을 특징으로 하는 생체 의료 장치.
The method according to claim 1,
Wherein the biomedical device is a stent, a catheter, a guide wire, an artificial heart valve, a lens, or an implant.

폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계;
상기 공유결합체와 도파의 N-카르복실 무수물을 반응시켜 친수성 고분자를 제조하는 단계; 및
상기 친수성 고분자를 완충용액에 녹인 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계;
를 포함하는 제1항 기재의 생체 의료 장치의 제조방법.
Covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine to form a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine;
Preparing a hydrophilic polymer by reacting the covalent bond with N-carboxylic anhydride of the waveguide; And
Dissolving the hydrophilic polymer in a buffer solution, and performing a coating process in the aqueous phase together with the biomedical device;
The method of manufacturing a biomedical device according to claim 1,

폴리에틸렌글리콜과 폴리에틸렌이민을 공유 결합시켜 폴리에틸렌글리콜-폴리에틸렌이민의 공유결합체를 형성하는 단계; 및
상기 공유결합체와 도파민을 완충용액에 용해시킨 후 생체 의료 장치와 함께 수상에서 피복과정을 수행하는 단계;
를 포함하는 제1항 기재의 생체 의료 장치의 제조방법.
Covalently bonding polyethylene glycol and polyethyleneimine to form a covalent bond of polyethylene glycol-polyethyleneimine; And
Dissolving the covalent bond and the dopamine in a buffer solution, and performing a coating process in the aqueous phase together with the biomedical device;
The method of manufacturing a biomedical device according to claim 1,

제11항 또는 제12항에 있어서,
상기 완충용액은 pH 7 이상 pH 13 이하인 것을 특징으로 하는 제조방법.
13. The method according to claim 11 or 12,
Wherein the buffer solution has a pH of 7 or more and a pH of 13 or less.

제11항 또는 제12항에 있어서,
상기 피복과정은 20~90℃에서 수행되는 것을 특징으로 하는 제조방법.13. The method according to claim 11 or 12,
Lt; RTI ID = 0.0 > 90 C, < / RTI >